JPH10505443A - ノイズ低減用画像処理 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 画像処理方法は、入力画像を周波数帯域画像に分解するためのマルチ解像度分解を有し、当該周波数帯域画像は、順序統計値フィルタリングに従って次々とフィルタリングされる。好ましくは、有限のインパルス応答中間ハイブリッドが用いられる。フィルタリングされた周波数帯域画像は、フィルタリングされた出力画像を形成するために合成される。

Description

【発明の詳細な説明】 ノイズ低減用画像処理 技術分野 本発明は、マルチ解像度分解方法によって入力画像を幾つかの周波数帯域画像 に分割すること、処理された周波数帯域画像を得るために分離された周波数帯域 画像を処理し、当該処理がフィルタリングされた周波数帯域画像を形成するため に周波数帯域画像をフィルタリングすることを含む処理をすること、及びフィル タリングされた出力画像を形成するために前記処理された周波数帯域画像にマル チ解像度合成方法を行う工程を含む画像処理方法に関する。本発明は、入力画像 信号を幾つかの周波数帯域画像信号に分割するための分解ユニット（２）、前記 周波数帯域信号を処理するための変換ユニット（３）であり処理された周波数帯 域画像信号を形成するために前記周波数帯域画像信号をフィルタリングするため のフィルタ（４０，４１，４２）を有する当該変換ユニット（３）、及び前記処 理された周波数帯域画像信号からフィルタリングされた出力画像信号を形成する ためのシンセサイザ（５）を有する画像プロセッサ（１）にも関する。 背景技術 画像処理方法及び前記種類の画像プロセッサは、ヨーロッパ特許公報第EP 057 4969号から既知である。 既知の画像処理方法は特に、医療用放射線画像のノイズを低減することを目的 とする。この様な放射線画像は、Ｘ線で患者を照射することで形成される。Ｘ線 の量子ノイズのため、特に低いＸ線量によりノイズが放射線画像内に起こる。既 知の画像処理方法は、それぞれの解像度レベルで入力画面内の詳細な量を表す周 波数帯域画像の１セットの中に入力画像をマルチレベル分解することを含む。前 記周波数帯域画像の各々は、入力画像を周波数バンドパスフィルタリングしたバ ージョンである。この点において、ハイパスフィルタされた画像及びローパスフ ィルタされた画像もまた、周波数帯域画像の当該セットに含まれるべきとみなさ れる。前記引用文献は、周波数バンドパス画像に要求される計算努力を減らすた めにダウンサンプルされることが述べてある。ノイズ圧縮の形でフィルタリング することは、周波数帯域画像を分離するために適用され、コントラスト強調は処 理された周波数帯域画像を形成するために使用される。前記既知の方法は、マル チレベル分解の使用がデータ圧縮をほぼ達成し、低解像度周波数帯域画像はより 低いノイズを含むので、ノイズ圧縮が効果的に実行できるという幾つかの利点を 具備する。しかしながら、当該既知の方法は、細部が特に明らかであるノイジー な入力画像に使用されるとき、満足のいく結果が達成されないことは明らかであ る。既知な方法でフィルタリングすることは、画像内のエッジ及び細線を歪め又 は汚し、パッチ状の偽信号を生じる。特に、検査される患者の磁気共鳴画像（Ｍ ＲＩ）又はＸ線画像のような医療用放射線画像において、ノイズが低減し、細部 が保持されるように画像を処理することは重要である。例えば、この様な細部は 患者の解剖時にわずかの異常として表される。この様な細部が処理後にフィルタ リングされた出力画像にはっきりと認められるならば、病状の初期段階の診断の ための情報を医師に供給する。 発明の開示 本発明の目的は、画像内の細部も保持するノイズの低減のための画像処理方法 を供給することである。 本目的は、フィルタリングが順序統計値フィルタリングを含むことを特徴とす る本発明の画像処理方法によって達成される。 ピクセル値のｋ番目の順序統計値は、代数値でｋ番目に大きいと定義される。 よって、Ｎ個のピクセル値の数の最小値は第１次統計値であり、最大値はＮ番目 の順序統計値であり、中間値は¹/₂（Ｎ＋１）番目の順序統計値である。順序統 計値フィルタの出力値は、入力ピクセル値の１つ又は幾つかの順序統計値の線形 結合である。順序統計フィルタリングは、それ自体、文献Ａ.Ｃ.Ｂovik,Ｔ.Ｓ. ＨuamgとＤ.Ｃ.ＭunsonによるＩＥＥＥ ＡＳＳＰ-31(1983)pp.1342-1350の‘Ａ generalisation of median filtering using linear combination of order sta tistics’とＩ.ＰitasとＡ.Ｎ.ＶenetsanopoulosによるＰroceeding of ＩＥＥ Ｅ Ｖol.80(1992)pp.1893-1921の‘Ｏrder statistics in digital image procc ssing’とから既知である。この様な順序統計値フィルタが入力画面に直接使用 されるとき、ノイズによる強度分布の局部的なピークがパッチのような偽信号に 見える特色で変換されることは明らかである。 本発明に従い、前記順序統計値フィルタは、分離された周波数帯域画像に使用 される。これらの周波数帯域画像は、分離された周波数帯域での入力画像の画像 情報を含む、つまり、分離された周波数帯域画像が入力画像内の分離されたスケ ールのディテールを含む。好ましくは、前記順序統計値フィルタは、前記周波数 帯域画像のピクセル値の線形結合に使用される。前記周波数帯域画像は負ではな いグレイレベル範囲を持つ簡単なグレイ値画像ではなく、前記周波数のピクセル 値が負値と同様に正値を持つので、前記順序統計値フィルタリングは、パッチの ような偽信号をほとんど生じない。パッチ状の偽信号が形成されたとしても、こ れらは異なる周波数帯域画像で独立して起こり、これらが合成段階により観察す るとフィルタリングされた出力画像に寄与しないことは明らかである。信号がほ とんど変化しないとき、前記順序統計値フィルタはノイズを非常に効果的に減じ 、前記信号内で変化が起こるとき、ノイズの低減は当該変化に対する良好な応答 とのトレードオフとなる。それ故、前記順序統計値フィルタリングは、ノイズを 低減する一方で、エッジ及び細線のような画像内の細部を保持する。 本発明による画像処理方法は、特にＸ線画像又はＸ線画像から得られた画像の ノイズを低減することに対し有益となる。これによって、低いＸ線量が検査され るべき患者に使用されている間、良好な診断特性を持つ画像が得られる。 本発明による画像処理方法は、単一画像フレームの用途に適する。それ故、本 発明の画像処理方法はノイズの低減が得られる前に少数の画像フレームが形成さ れて、遅延が生じない。その上、本発明の画像処理方法は、異なるフレーム間で の時間的信号の相互関係に頼ってはいない。従って、本発明による画像処理方法 は、特に低速度でパルスされたＸ線透視法によるＸ線検査と組み合わせるのに適 している。その上、本発明による画像処理手段は心臓の画像のような複雑な動き を含むＸ線画像に十分適応される。 本発明による画像処理方法の好ましい実施は、前記順序統計値フィルタリング が有限インパルス応答メディアンハイブリッドフィルタリングであることを特徴 とする。 本発明によるＦＨＭ（有限インパルス応答メディアンハイブリッド）フィルタ リング方法は、それ自体、Ａ.Ｎieminen,Ｐ.Ｈeinonen及びＹ.ＮeuvoによるＩＥ ＥＥ PAMI-9(1987)pp74-90の論文’Ａ new class of detail preserving filter s for image processing’から既知である。前記ＦＨＭフィルタリングは、これ らのオリエンテションに関係なく画像内のディテールを保持する。ＦＨＭフィル タリングは、順序統計値フィルタリングを有限数のピクセル値を含むセット、例 えば平均のような線形結合に適用する。ＦＨＭフィルタリングは有限インパルス 応答を利用するので、データ処理操作の回数は少ない一定回数に限定されたまま で、加えて簡単な普通の操作及び中央値の簡単な計算のみを必要とする。それ故 、ＦＨＭフィルタリングは、それ自体メディアンフィルタリングと比較して計算 上でより効果的になる。 本発明による画像処理方法のもう一つの好ましい実施例は、前記処理が対応す るピクセル値に対して、フィルタリングされた周波数帯域画像のピクセル値と対 応する周波数帯域画像のピクセル値との間の差を計算し、しきい値で当該差を比 較し、前記フィルタリングされた周波数帯域画像の前記差が前記しきい値より小 さい大きさを持つピクセル値から及び前記周波数帯域画像の前記差が前記しきい 値よりも大きくなるピクセル値からの処理された周波数帯域画像を得ることを特 徴とする。 周波数帯域画像のピクセル値は、フィルタリングされた周波数帯域画像のピク セル値と比較されるが、各ピクセル値はほぼ同様な画像情報である。本実施に従 い、もしフィルタリングされたピクセル値と入力画像でのピクセル値との間の差 が前記しきい値より低いままならば、ノイズのみが取り除かれる。従って、ノイ ズのピークがほとんど取り除かれるのに対し、画像内の細部に属する孤立された 局部信号の多くは保持される。 本発明による画像処理方法のもう一つの好ましい実施は、前記しきい値が入力 画像から得られることを特徴とする。 ノイズレベル、つまりノイズによるピクセル値の標準偏差は、しばしば信号レ ベルに依存する。特に、ノイズがほぼポアッソン形態であるとき、例えばＸ線量 子ノイズのような短いノイズがノイズの主原因であるときにノイズレベルは、信 号レベルに比例する。本実施において、予測されるノイズレベルが入力画像のピ クセル値から判断される。フィルタリングによってほとんど全てのノイズのピー クが取り除かれ、画像情報に関するほとんど全ての局部信号の多くが保持されて 、前記しきい値の正確な調整が、入力画像から得られる。 本発明による画像処理手段のもう一つの好ましい実施例は、しきい値が低周波 の周波数帯域画像から得られることを特徴とする。 前記低周波の周波数帯域画像でのピクセル値は、前記入力画像の平均的なピク セル値に対する正確な判断を与える。従って、しきい値に対する正確な値は、前 記ノイズレベルが入力画像の平均ピクセル値にのみほぼ依存している場合に低周 波の周波数帯域画像から得られる。 本発明による画像処理手段のもう一つの好ましい実施例は、前記しきい値が調 節可能であることを特徴とする。 前記調節可能なしきい値は、フィルタリングされた出力画像を観測者の認知に 適応するようにできる。 前記入力画像がＸ線で物体を照射することによって形成されるＸ線画像から得 られる本発明による画像処理手段のもう一つの好ましい実施例は、しきい値がＸ 線量から得られることを特徴とする。 検査される患者がＸ線で照射され、Ｘ線画像がＸ線検出器上に陰影画像として 形成されることで、Ｘ線検査は行われる。前記Ｘ線検出器は、Ｘ線画像を前記Ｘ 線画像の輝度分布を表す電子画像信号に変換する。例えば、Ｘ線画像増倍管テレ ビジョンチェーン又は行と列とに好ましくは配される複数のＸ線感応素子を持つ Ｘ線検出器が用いられる。特に前記Ｘ線検出器がＸ線画像増倍管テレビジョンチ ェーンであるとき、Ｘ線画像は当該Ｘ線画像増倍管の入口スクリーン上に形成さ れ、出口スクリーン上で光学画像に変換される。前記光学画像は、電子画像信号 として出力される電子画像を形成する特にＣＣＤ画像センサを有するカメラで検 出される。前記電子画像信号の信号レベルは前記光学画像の輝度値を表す。 特に、Ｘ線検査がX線透視法モードで行われるとき、つまり患者が連続的に照 射され、一連の画像を生じるとき、Ｘ線強度は患者が受けるＸ線を制限するため に低いままであるべきである。低いＸ線強度では、Ｘ線画像は、ノイズを放射す るＸ線量子によりかなり強いノイズ成分を含む。Ｘ線透視法での量子ノイズは、 画像システムの伝達関数によってフィルタリングされ、これに対応して電子画像 信号のノイズ成分はローパスパワーのスペクトラムを持つ。特に、Ｘ線画像のど んな強いノイズのピークも、光学画像及びX線画像から得られる電子画像を通過 し、前記画像システム伝達関数によって平坦化される。本発明に従う画像処理方 法は、入力画像として光学画像のようにＸ線画像及びこのＸ線画像から得られる 画像を処理するのに有利である。これは、入力信号としての電子画像信号を本発 明による画像プロセッサに与えることで実行され得る。良好なノイズの低減は、 本発明により低周波数バンドパス画像が別々にフィルタリングされることで達成 される。本発明による画像処理方法は、医学的診断を目的にした放射線医師によ る使用に適するフィルタリングされた出力画像を供給するために、Ｘ線画像又は 電子画像のようなＸ線画像から得られる画像に使用される。特に、治療又は介在 手続のための視覚的指導を与えるための画像化と同様に医学的診断目的のため、 画像内の細部を保持して、ノイズを取り除くことは有利である。特に、低いＸ線 量が用いられるとき、Ｘ線量子ノイズはＸ線量が減少するとさらに有力になるの で、ノイズ問題が起こる。 ノイズの寄与は、Ｘ線量子ノイズがポアッソン形態を持つので、Ｘ線画像の平 均的な輝度にほぼ比例する。それ故、請求項５で定義された画像処理方法は、ノ イズを低減しＸ線画像内又はＸ線画像から得られた画像内の画像ディテールを保 持するために用いられる。 本発明による画像処理方法のもう一つの好ましい実施例は、入力画像が副画像 を有し、個別の副画像の画像ラインは前記入力画像の交互の画像ラインを形成を 有し、前記フィルタリングは、入力画像の画像ラインに対し平行ではない方向に 沿って行われることを特徴とする。 本発明による画像処理方法の実施は、インタレースされた入力画像に有益に用 いられ、この様な画像は、インタレースモードで動作する画像検出装置から作ら れる副画像を含む。入力画像のピクセル値は、画像ライン内の入力画像及び同じ 副画像の画像ライン間の画像情報と対応する相互関係を持つが、異なる副画像の 入力画像のピクセル値間ではより低い相互関係にある。分離した副画像は画像検 出装置によって連続的に出力される。例えば、２：１のインタレースモードでは 、画像検出装置は最初に入力画像として画像処理に供給される前記画像の奇数の 画像ラインを持つ副画像を記録し、その次に短時間の遅れで、当該画像検出装置 は入力画像の偶数の画面ラインを持つ次の副画像を記録する。結果として、２： １でインタレースされた入力画像では、隣接するラインのピクセル値間の相互関 係がより少い一方で、画像ライン内及び１つおきのライン間でのピクセル値の相 互関係が高い。好ましい本実施例に従うと、画像ラインに沿ってフィルタリング することは省かれる。結果として、隣接する画像ラインのピクセル値間の差は、 不当でなく信号（の一部）として考慮されず、かなりのノイズの低減がインタレ ースされた画像に対して達成される。その上、ストライプのような特性で起こる ように、ノイズがある副画像では現れるが他の副画像では現れないという不具合 は前記画像処理方法ではほとんどない。 本発明による画像処理方法は、輪郭強調及びコントラスト強調のような画像エ ンハンスメント方法で結合されるのに更に適する。前記ピクセル値でのステップ 状の変化が目に見えることを改善するための輪郭強調は、コントラスト又は増幅 度に依存するコントラスト及び／若しくは輝度によって高周波バンドパス画像を 増幅することで達成できる。つまり、前記増幅度は前記画像の平均的ピクセル値 の関数及び／又は前記画像のピクセル値の変化度の関数として調整されてもよい 。細部が目に見えるように改善するための低い周波数コントラスト圧縮は、低い 周波数バンドパス画像の低減で可能となる。特に、Ｘ線透視法で、画像の質は比 較的高い量のＸ線露光画像の認識できる画像の質がほぼ得られるということでほ ぼ改善される。更に、本発明による画像処理方法は、減算心血管撮影法のアプリ ケーションに適する。 前記画像の細部を保持もするノイズの低減のための画像プロセッサを供給する ことが、本発明のもう一つの目的である。この目的は、請求項１の画像処理方法 を実行するのに適する本発明による画像プロセッサによって達成される。すなわ ち、本発明による画像プロセッサは、フィルタが順序統計値フィルタを含むこと を特徴とする。 本発明による画像プロセッサの好ましい実施例は、請求項３の画像処理方法を 実行するのに適する請求項８で定義される。 本発明による画像プロセッサの機能は、適切にプログラムされたコンピュータ によって実行されることに注意されたい。代わりとして、前記画像プロセッサは 、当該画像プロセッサの機能を実行するために設計された特別な目的のマイクロ プロセッサを備えてもよい。本発明による画像処理方法がＸ線画像により作られ る、計算された断層撮影法を含むノイズ画像だけでなく、磁気共鳴画像、超音波 又は電子顕微鏡によって作られるノイズ画像にも有益に用いられる。 本発明のこれら及び他の特徴は、後述する実施例及び添付した図面を参照して 説明されることから明らかとなるであろう。 図面の簡単な説明 以下のような特徴を含む添付図面において、第１図は、本発明による画像プロ セッサの概略図であり、第２図は、第１図の画像プロセッサの分解ユニットの概 略図であり、第３図は、第１図の画像プロセッサのシンセサイザの概略図であり 、第４図は、本発明による画像プロセッサの変換ユニットで行われるフィルタリ ングの概要図であり、第５図は、本発明による画像プロセッサのしきい値測定器 の実施例の概略図であり、第６図は、本発明による画像プロセッサのしきい値測 定器のもう一つの実施例の概略図であり、第７図は、本発明による画像プロセッ サを装備したＸ線検査装置の概要図である。 発明を実施するための最良の形態 第１図は、本発明による画像プロセッサの概略図である。入力画像信号ａ₀は 、幾つかの解像度レベルでの複数の周波数帯域画像を生じる分解ユニット２に供 給される。分離された解像度レベルで、分離された周波数帯域での入力画像の画 像情報を含む周波数帯域画像が形成される、つまり当該周波数帯域画像が異なる スケールで画像細部を含む。前記信号レベル、つまり入力画像信号ａ₀の信号振 幅は、当該入力画像のピクセル値を表す。分解ユニット２の動作は、第２図を参 照して後述する。分解ユニット２は、処理された周波数帯域画像信号をシンセサ イザ５へ与える変換ユニット３と分解ユニット２の出力部で結合する。前記フィ ルタリ ングされた出力画像信号は、前記処理された周波数帯域信号から前記シンセサイ ザユニットによって構成される。例として３つの解像度レベルのみを示すが実際 の状況おいて多くの解像度レベルを用いてもよい。例えば、１ｋ²（つまり１０ ２４×１０２４）ピクセルを持つ入力画像を処理するためには、５又は６つの解 像度レベルを用いてもよい。ピクセル値のいくらかを処分することを含むサブサ ンプリングが行われるので、含まれるピクセル値の数が減少し、それ故に付加的 な解像度レベルの導入は、計算上の負担をほとんど増加しない。ハイパス周波数 帯域信号及びローパス周波数帯域信号が各解像度レベルで形成される。ｋ番目の 解像度レベルでは、ハイパス画像信号ｈ_k及びローパス画像信号ｌ_kが形成される 。 ０番目の解像度レベルｈ₀でのハイパス画像信号が、フィルタリングされたハ イ 分信号の大きさとしきい値とを比較するために配される。しきい値決定器８０は 、０番目の解像度レベルでのローパス周波数帯域信号ｌ₀からしきい値の値を得 るので、比較器６０で用いられるこのしきい値は入力信号ａ₀に依存される。前 記差 れる。差分信号レベルの大きさがしきい値を越えるとき、前記信号ｈ₀は、処理 された周波数帯域画像信号として用いられる。フィルタリングされたハイパス周 波数帯域画像信号との大きな差があり、つまりしきい値を越えることがあるなら ば、これは大部分入力画像の関連ある細部を示す。画像プロセッサの動作は、こ の様な場合においてハイパス周波数帯域信号が保持されるので、前記画像での局 部的な細部に関するピクセル値がフィルタリングされた出力画像信号に含まれる ことを達成する。 ０番目の解像度レベルに対して上記に説明されたのと同じく、前記画像プロセ ッサは、周波数帯域信号ｈ_k（ｋ＝１，２，．．．）から処理された周波数帯域 画像信号h^〜 _kを得るために配される。ＦＨＭフィルタ４１及び４２は、フィルタ リ ５２で計算され、そして比較器６１及び６２によってしきい値と比較される。そ れぞれの解像度レベルに対する前記しきい値は、しきい値測定器８１及び８２に よって低周波周波数帯域画像信号から得られる。前記画像プロセッサは、各々の の選択ユニット７１及び７２を動作するための比較器６１及び６２を具備する。 画像信号h^〜 _kの処理は、前記画像の細部を保持する一方で、ノイズの低減を更に 達成するために反復される。実際には、好適な結果は１度だけ反復することで得 られることは明らかである。本目的のために、処理された周波数帯域画像信号h^〜 _k は、それぞれのメモリユニット９０，９１及び９２を介してそれぞれのＦＨ Ｍフィルタ４０，４１及び４２の入力へと与えられる。前記反復は、処理された 周波数対域画像信号h^〜 _kが、それぞれのメモリユニット９０，９１及び９２を介 してピクセル毎に供給されることで繰り返し行ってもよい。代わりとして前記反 復は、画像フレームを完全にするのに関して処理された周波数帯域画像信号h^〜 _k のピクセル値がそれぞれのメモリユニット９０，９１及び９２に記憶され、それ ぞれのＦＨＭフィルタ４０，４１及び４２へ供給されることでフレーム毎に行わ れてもよい。 第２図は、第１図の画像プロセッサの分解ユニット２の概略図である。前記画 像信号ａ₀は、前記画像での２方向（ｘ及びｙで示される）でローパスフィルタ リングと例えば２のダウンサンプリングとを行うローパスダウンサンプリングフ ィルタ１０１及び１０２に与えられる。ダウンサンプリングは、２ピクセル値毎 に省くことによって行われる。ローパスダウンサンプリング信号ａ₁は、補間回 路２００へ与えられる。前記補間回路２００は、ｘ及びｙの両方向でアップサン プリングも行う一組のローパスアップサンプリングフィルタ１１１及び１１２を 形成する。ローパスアップサンプリングフィルタ１１１及び１１２の補間回路と しての動作は、前記信号ａ₁の連続するピクセル値の間に０を挿入し、スムージ ングを行うことである。前記ローパスアップサンプリングフィルタ１０１及び１ ０２並びにローパスダウンサンプリングフィルタ１１１及び１１２は、同じ又は 異なるカットオフ周波数を持ってもよい。前記補間回路２００は、ハイパス周波 数帯域 画像信号ｈ₀を形成するために、前記入力画像信号ａ₀から減算器１２０で減算さ れるローパス周波数帯域画像信号ｌ₀を得る。前記信号ａ₁及びｌ₀は、ローパス ダウンサンプリングフィルタ１０１及び１０２のカットオフ周波数に対応する少 なくとも空間的大きさに関する変化を持つ画像情報を含む。 前記信号ａ₁は、信号ａ₂を形成するための１組のローパスダウンサンプリング フィルタ１０３及び１０４へ次に進む。ローパス周波数帯域画像信号ｌ₁は、信 号ａ₂から１組のローパスアップサンプリングフィルタ１１３及び１１４を有す る補間回路２０１によって得られる。前記信号ａ₂及びｌ₁は、ローパスダウンサ ンプリングフィルタ１０３及び１０４のカットオフ周波数に対する少なくとも空 間的大きさに関する変化を持つ画像情報を含む。減算器１２１によって、第１解 像度レベルに対するハイパス周波数帯域画像信号ｈ₁は、ａ₁及びｌ₁信号からす なわちｈ₁＝ａ₁−ｌ₁から得られる。 信号ａ₂は、信号ａ₃を形成するための１組のローパスダウンサンプリングフイ ルタ１０５及び1０６へ次に進む。ローパス周波数帯域画像信号ｌ₂は、信号ａ₃ から１組のローパスアップサンプリングフィルタ１１５及び１１６を含む補間回 路２０２によって得られる。減算器１２２によって、第１解像度レベルに対する ハイパス周波数帯域画像信号ｈ₂は、信号ａ₂及びｌ₂から得られる。前記信号ａ₃ 及びｌ₂は、ローパスダウンサンプリングフィルタ１０５及び１０６のカットオ フ周波数に対応する少なくとも空間的大きさに関する変化を持つ画像情報を含む 。 連続する解像度レベルに対する周波数帯域画像信号への分解は、第２図の実施 例で示される３つのレベルを越えて継続できることは、当業者には明白であろう 。 第３図は、第１図の画像プロセッサのシンセサイザ５の概要図である。前記シ ンセサイザ５は、信号a^〜 ₂を形成するために最も低い解像度レベルの（この場合 ２番目の）ローパス周波数帯域画像信号ｌ₂を前記処理されたハイパス周波数帯 域画像信号h^〜 ₂へ加えるために配される加算器１３０を含む。ローパスアップサ ンプリングフィルタ１４１及び１４２で形成される補間回路１５０は、第１解像 度レベルのローパス処理された周波数帯域画像信号l^〜 ₁を得る。もう１つの加算 器１３１は、信号a^〜 ₁を形成するために第１解像度レベルh^〜 ₁の処理されたハイ パス周波数帯域画像信号l^〜 ₁を加える。０番目の解像度レベルのローパス処理さ れた周波 数帯域画像信号l^〜 ₀は、もう一つの補間回路１５１によって信号a^〜 ₁から得られ る。最終的に、０番目の解像度レベルのフィルタリングされた出力画像信号a^〜 ₀ は、信号l^〜 ₀及びh^〜 ₀を加える更にもう一つの加算器１３２によって形成される 。前記信号レベル、すなわちフィルタリングされた出力画像信号a^〜 ₀の信号振幅 は、フィルタリングされた出力画像のピクセル値を表す。補間回路１５１は、２ つのローパスアップサンプリングフィルタ１４３及び1４４を含む。前記補間回 路１５０及び１５１は、分解ユニット２の補間回路２００及び２０１と同じ方法 で動作する。前記補間回路１５０及び1５1のローパスアップサンプリングフイル タの周波数特性は、分離した解像度レベルでそれぞれ対応する解像度レベルのロ ーパスアップサンプリングフィルタ１１１から１１６に正確にマッチングされる べきであることに注意されたい。正確なマッチングは、結合された分解−結合過 程での画像情報の損失を避けるために必要とされる。 第４図は、本発明による画像プロセッサの変換ユニットで行われるフィルタリ ングの概要図である。例として、ｋ番目の解像度レベルのハイパス周波数帯域画 像のフィルタリングが述べられている。前記信号ｈkは、ピクセル値ｂ_rsを含む 。前記画面での各点（ｒ，ｓ）に対し、行列素子ｃ_pqを持つ３×３の行列は以下 のように計算される。 もちろん、ｃ_ooはピクセル値ｂ_rsである。次に、ｃ_pqの第０次３重項の中間値が （ＭＥＤ０と記された箱で示す）計算され、当該３重項は行列内でｃ_ooの周り全 ４方向へ延在する。次に水平及び垂直方向の中間値は、第１次３重項を形成する ために中心値ｃ_ooと結合される。もう一つの第１次３重項は、前記中心値ｃ_ooと 一緒に行列の対角線方向に関する両方の３重項から形成される。ＭＥＤ１と記さ れた箱は、第１次中間値の計算を示す。第２次３重項は、中心値ｃ_ooと一緒に（ ＭＥＤ２の箱で）第１次３重項の中間値から形成される。第２次３重項の中間値 は、 ｄ_rsとして結局用いられる。前記計算は、簡単な中央値のカスケードとなる。そ れがメディアンフィルタリングで試験される４方向の各々で極値ならば、前記カ スケード中央フィルタリングは、中央のグレイ値ｃ_ooを置き換える。どの方向で も本場合ではないならば、例えば中央グレイレベルがその方向から隣接平均で輝 度ランプの部分であるとき、中央グレイレベルは信号とみなされ保持される。前 記カスケード中央フィルタリングは、示されている本例では、１ビットシフトに より実行される２つのピクセル値の各々の合計と中央値を７回計算することとで 行われる８回の簡単な平均的動作を必要とするだけである。前記フィルタリング は、ハイパス周波数帯域画像のピクセル値ｂ_rsの有限数（ここでは３）のみ伴う 計算を含み、この特徴が当該フィルタリングの有限なインパルス応答特性を表す ことに注意されたい。カスケード中央フィルタリング出力の場合、中央値Ｃ_ooは 、当該中央値と、せいぜい既定された値と異なるサンワインディング行列素子Ｃ_pq の値との平均によりその出力を置き換えるのに有益であることが明らかである 。この方法において、更なるノイズの低減が達成される。さらに、コントラスト は、中央値が予め設定した境界値を越えるような場合での中央値よりも大きな値 を持つサンワインディング行列素子のみ量を遅らせて前記平均を形成することに よって強調される。 インターレス画像の場合において、ハイパス周波数帯域画像の処理は、ｃ_0,-1 及びｃ₀₁が検査されず、第１次中央値が、垂直及び２つの対角線方向、すなわち 画像ラインに平行ではない方向に対してのみ検査されることで好ましくは修正さ れる。次に、垂直方向に対する第０次中間値ＭＥＤ０の結果は、直接第２次中間 値フィルタＭＥＤ２に与えられる。 第５図は、本発明による画像プロセッサのしきい値判定器８０，８１及び８２ の１つの実施例の概略図である。各しきい値判定器は、問題となる解像度レベル に対し入力画像の信号レベルの関数として予測される標準偏差が蓄積されるルッ クアップテーブル（ＬＵＴ）８５を有する。予測される標準偏差は例えば表形式 で保存される。問題となる解像度レベルのローパス周波数帯域画像信号ｌ_kは、 ルックアップテーブル８５に与えられる。前記信号ｌ_kの信号振幅に関連して、 ｋ番目の解像度レベルに対して予測される標準偏差レベルσ_kは、ルックアップ テーブル８５で与えられる。任意に、前記予測される標準偏差は、ノイズレベル の外部影響を考慮する外部のスケール係数が乗算されてもよい。例えば、入力画 像信号を発生するのに用いられるＸ線量は、ノイズレベルが依存するパラメータ である。 スケール選択器８６は外部信号に依存する適切なスケール係数Ｓ_cを出力する。 マルチプリケータ８７は、問題となる解像度レベルに対ししきい値Ｔ_kを供給す る。前記ノイズレベルで問題となる解像度レベルへの分解の効果を考慮するため に、分離されたルックアップテーブルが各解像度レベルで供給される。 第６図は、本発明による画像プロセッサのしきい値判定器のもう一つの実施例 の概略図である。第６図に示される実施例において、共通のルックアップテーブ ル１８１は、前記信号ｌ_kのピクセル値に依存した予測される標準偏差σ_kを含ん で供給される。前記ルックアップテーブルは、バス１８２を介しそれぞれのしき い値判定器と通信するよう配される。平均的なグレイレベルに関して予測された 標準偏差は、マルチプリケータ８７に与えられ、当該マルチプリケータ８７は、 ノイズレベルで問題となる解像度レベルの効果を考慮するために、適切なスケー ル係数によって予測される標準偏差レベルσ_kを乗算する。それぞれの解像度レ ベルに関連するスケール係数値α_kは、メモリユニット１８３に記憶される。任 意に、予測される標準偏差は、第５図に関し説明されたのと同様の方法でノイズ レベルの外部影響を考慮して外部スケール係数が乗算されてもよい。ｋ番目の解 像度レベルに対するしきい値Ｔ_kは、マルチプリケータ８７の出力部に与えられ る。 第７図は、本発明による画像プロセッサを備えるＸ線検査装置の概要図である 。前記Ｘ線検査装置１１は、例えば放射線で検査される患者のような物体１３を Ｘ線ビーム１４で照射するためのＸ線源１２を有する。患者内のＸ線吸収量の局 部的な変化によって、Ｘ線の陰影画像がＸ線検出器１６のＸ線感応面１５上に形 成される。電子画像信号は、Ｘ線検出器によってＸ線画像から得られる。特に、 前記Ｘ線検出器は、Ｘ線感応面１５を含む入口部１８を持つＸ線画像増倍管１７ を有する。前記入口部１８上へ入射したＸ線は、出口窓１９上に光学画像を生じ る電子ビームを介して画像に変換される。前記入口部は、シンチレータスクリー ン３０の形式を持つＸ線感応面及び光電陰極３１を有する。前記入射Ｘ線は、シ ンチレータスクリーン内で光電陰極３１が感応する例えば青色光又は紫外線に変 換される。光電陰極３１によって生じた電子ビーム３２は、光学システム３２に よって出口窓１９に配置される蛍光体スクリーン３３上で像となる。前記電子光 学システムは光電陰極３１、中空陽極３４及び多数の電極３５を有する。カメラ ２ ０は、前記光学画像を検出するように配され、この目的の為光学結合部２１例え ばレンズシステムは、前記カメラ２１を出口窓１９と光学的に結合するために供 給される。前記カメラの出力部での電子画像信号は、入力画像信号ａ₀として本 発明による画像プロセッサ１に与えられる。細部が保持される一方、前記出力信 号a^〜 ₀は、ノイズがかなり低減するフィルタリングされた出力画像を表す。特に 、４−５ｄＢのノイズの低減が達成されるのは明らかである。従って、低いＸ線 量が用いられるときでさえ、フィルタリングされた出力画像は高度な診断上の質 を有する。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．マルチ解像度分解方法によって入力画像を幾つかの周波数帯域画像に分割す ること、処理された周波数帯域画像を得るために分離された前記周波数帯域画像 を処理し、当該処理が、フィルタリングされた周波数帯域画像を形成するために 前記周波数帯域画像をフィルタリングすることを含む処理をすること、及びフィ ルタリングされた出力画像を形成するためにマルチ解像度合成方法を前記処理さ れた周波数帯域画像に行う工程を含む画像処理方法において前記フィルタリング が順序統計値フィルタリングを有することを特徴とする画像処理方法。 ２．前記順序統計値フィルタリングが有限なインパルス応答中央値ハイブリッド フィルタリングであることを特徴とする請求項１に記載の画像処理方法。 ３．前記処理が、対応するピクセル値に対し、フィルタリングされた周波数帯域 画像のピクセル値と、対応する周波数帯域画像のピクセル値との差を計算するこ とと、前記差をしきい値とを比較することと、前記差が前記しきい値よりも小さ な大きさを持つピクセル値に対する前記フィルタリングされた周波数帯域画像の ピクセル値から及び前記差の大きさが前記しきい値よりも大きくなる前記ピクセ ル値に対する前記周波数帯域画像のピクセル値から処理された周波数帯域画像を 得ることとを含むことを特徴とする請求項１又は２に記載の画像処理方法。 ４．前記しきい値が、調節可能であることを特徴とする請求項３に記載の画像処 理方法。 ５．前記しきい値がＸ線量から得られることを特徴とする前記入力画像が物体を Ｘ線で照射することで形成されるＸ線画像から得られる請求項４に記載の画像処 理方法。 ６．前記入力画像が副画像を有し、分離された副画像の画像ラインが前記入力画 像の交互の画像ラインを形成し、前記フィルタリングが前記入力画像の前記画像 ラインとは平行でない方向に沿って行われることを特徴とする前の請求項の何れ か１項に記載の画像処理方法。 ７．入力画像信号を幾つかの周波数帯域画像信号に分割するための分解ユニット （２）、前記周波数帯域画像信号を処理するための変換ユニット（３）であり、 処理された周波数帯域画像信号を形成するために前記周波数帯域画像信号をフィ ルタリングするためのフィルタ（４０，４１，４２）を有する変換ユニット（３ ）、及び前記処理された周波数帯域画像信号からフィルタリングされた出力信号 を形成するための合成器（５）を有する画像プロセッサ（１）において、前記フ ィルタが順序統計値フィルタを有することを特徴とする画像プロセッサ。 ８．前記変換ユニット（３）が、前記周波数帯域画像信号のピクセル値及び対応 する前記フィルタリングされた周波数帯域画像信号のピクセル値を受信し、前記 周波数帯域画像信号の前記ピクセル値と、対応する前記フィルタリングされた周 波数帯域画像信号のピクセル値との差を計算するように配された演算ユニット（ ５０，５１，５２）と、前記差をしきい値とを比較する比較器と、前記しきい値 より小さい値を有する差を持つ前記フィルタリングされた周波数帯域画像信号の ピクセル値を選択し選択されたピクセル値から処理された周波数帯域画像を形成 するための選択ユニットとを有することを特徴とする請求項７に記載の画像プロ セッサ。 ９．Ｘ線画像を形成するためにＸ線ビームで物体を照射するためのＸ線源及び出 力部で前記Ｘ線画像から電子画像信号を供給するためのＸ線検出器を有するＸ線 検査装置において、前記Ｘ線検査装置が請求項７又は８に記載され、前記Ｘ線検 出器の出力部と結合された入力部を持つ画像プロセッサを具備することを特徴と するＸ線検査装置。