JPS61149126A - 医用画像デ−タ圧縮伸張方式 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） この発明は医用画像をデータ圧縮伸張する方式′（従来
技術とその問題点） 医療分野で用いられる画像には、Ｘ線やＣＴ画偉等多く
の種類があるが、それらは従来フィルムの形で蓄積され
ていた。ところが、病院等においては１日当たりの発生
枚数が多（、しかもそれを数年間にわたって保管する必
要があるので膨大な量となり、収納のためのスペース、
検索に要する人手、時間が大きな問題となっている。

近年になって、ディジタル画像処理技術、デバイス技術
の進展とともに医用画像なディジタル化して蓄積・検索
を行うことが可能となってきた。

医用画像においては、解像度９階調数とともに要求され
る精度が高く、最低でも１０２４Ｘ１０２４Ｘ　８ｂｉ
ｔであり、いくら記憶素子が発達したとはいえデータ量
の多さが問題となっている。

蓄積データ量を削減するためにデータ圧縮技術が用られ
ることか多い。データ圧縮技術には大別して予測符号化
と変換符号化があるが、圧縮率として５程度以上の高圧
縮を行う場合には変換符号化が有利とされている。

ところが通常のテレビジランや静止画像伝送等において
は伝送速度が一定もしくは伝送時間を一定にするという
制約に基づいて所望の圧縮率を得るために部分的には復
号画像の信号対雑音比が低下し、細部がぼやけることが
あった。

医用画像においては、画質劣化に対する要求基準が厳し
く、信号対雑音比があまり低くなると所見部等がぼけて
実用上問題が発生する。また復号画像の信号対雑音比と
エントロピーの関係は常に直線的であるとは限らず、あ
る一定のエントロピー以下にしようとすると急激に信号
対雑音比が低下する。従って、この信号対雑音比が急激
に低下する部分では信号対雑音比の低下という犠牲を払
う割にはエントロピーの低下が得られず、不当な性能低
下を引き起こしていた。。

（発明の目的） 本発明の目的は医用画像データを効果的に圧縮し伸張す
る直交変換データ圧縮伸張方式を提供することにある。

（発明の構成） 本発明によれば、復号画像の信号対雑音比と圧縮率の関
係が直線的であり、かつ該信号対雑音比が医用画像の品
質として必要な値以上となる範囲に係数切捨て閾値と量
子化ステップ巾を設定し、原画像を記憶装置からブロッ
クに分割して読み出す手段と、該ブロックに対して直交
変換を施して変換係数を得る手段と、該変換係数のうち
直流成分を表わす変換係数はそのままの値を出力し、そ
れ以外の変換係数が該係数切捨て閾値より小さな絶対値
をとれば該変換係数を切捨ててその値を零とし、該閾値
と同じもしくは大きな絶対値をとれば該閾値を該変換係
数の絶対値から差し引く変換係数切捨て手段と、該変換
係数切捨て手段の出力のうち直流成分を表わす変換係数
はそのままの値を出力し、そうでない変換係数は該量子
化ステップ巾で量子化を行う手段と、該逆量子化手段の
出力のうち直流成分と値が零である変換係数はそのまま
の値を出力し、そ°うでない変換係数にはその絶対値に
該閾値を加える逆切捨て手段と、該逆切捨て手段の出力
に該直交変換の逆変換を施して復号画像を得る手段とを
備えたことを特徴とする医用画像データ圧縮伸張方式が
得られる。

（発明の原理） 本発明においては、医用画像を主な対象とし、解像度が
高く、階調数が多い隣接画素間の相関係数が大きいとい
う特徴を利用してデータ圧縮をし伸張を行う。

まず、圧縮においては小領域に分割された原画像信号に
直交変換を施し、復号画像の信号対雑音比とエントロピ
ーの関係が直線的になり、しかも信号対雑音比が医用画
像の品質として必要以上のものが得られる範囲に設定さ
れた閾値と得られた変換係数とを比較し、直流成分を表
わす係数には何等処理を行わないが、交流成分について
は変換係数の絶対値が閾値よりも小さければ、その変換
係数の絶対値を零にし、大きければ変換係数の絶対値か
ら閾値を差し引くことを行う。次に切捨て処理結果に対
して、上記と同様に復号画像の信号対雑音比とエントロ
ピーの関係が直線的になり、ししかも信号対雑音比が医
用画像の品質として必要以上のものが得られる範囲に設
定されたステップ巾で量子化を行う。この時も直流成分
には量子化処理は行わない。そしてこの量子化の結果に
対して、あらかじめテストチャート等の処理された変換
係数の発生頻度分布に従って設計された符号を割り当て
る。

以上のように医用画像の特徴に基づいた変換係数の切捨
ておよび量子化により視覚的にそれほど重要な意味を持
たないと考えられる成分を表わす変換係数の発生状態数
を制限し、制限された変換係数の発生頻度分布に従った
符号を割り当てることによりデータ圧縮が実現される。

次に、伸張においては、先に述べた圧縮方式と逆の処理
を行い画像を復号する。まず一連の符号より、先の発生
頻度分布に従った符号テーブルを用いて切捨て、量子化
された変換係数を再現する。

次に直流成分を除いてあらかじめ設定されたステップ巾
により逆量子化する。直流成分はそのままの値を出力す
る。そして先の閾値を各変換係数の絶対値に加える。こ
こでは直流成分及び値が零である変換係数はそのままの
値を出力する。

以上で有限語表による演算誤差、切捨てによる誤差およ
び量子化による誤差を含んだ変換係数が再現されるので
、これを逆直交変換して復号画像が得られる。

（実施例） 以下に図面を参照して、本発明の詳細な説明する。ここ
では主な対象としＸ線画像を取り上げ直交変換として２
次元ディスクリートコサイン変換をとりあげて説明する
が、ＣＴ画偉等を対象としてもよいし、アダマール変換
等の直交変換を用いてもよいことは明白である。

第１図＋ｔＬ１は本発明の医用画像データ圧縮伸張方式
を用いた医用画像データ圧縮装置の一例を示すブロック
図であり、第１図（ｂｌは伸張装置の一例を示すブロッ
ク図である。

第１図（１）ｌにおいて画像メモリー１−１４に格納さ
れている画像データはブロックデータ読出し器１−１５
によって２次元ディスクリートコサイン変換を行うブロ
ック単位に読出される。本実施例では１画素当り８　ｂ
ｉｔの画像データを縦１６画素、横１６画素のブロック
に分割して読出す。

次に読出されたブロックデータは２次元ディスクリート
コサイン変換器１−１６において２次元ディスクリート
コサイン変換行列とその転置行列の乗算が行われ、変換
係数行列が得られる。

以上の演算は有限語長で行われるため、演算結果はすで
に丸めによる量子化が行われている。次に得られた変換
係数行列は係数切捨て器１−１７において、端子１−１
１から供給される変換係数のダ、１８ イナミックレンシの８１６０〜８□６ｏの値に設定され
た閾値と比較される。比較の結果に従い、閾値よりも絶
対値の小さな変換係数は零に丸められ、そうでない変換
係数はその絶対値から閾値を差し引く。ただし、直流成
分に対しては上記処理は行ｂｆ、２次元ディスクリート
コサイン変換器１−１６の出力がそのままの値で出力さ
れる。次に係数切捨て器１−１７の出力は端子１２から
供給される変換係数のダイナミックレンジの。、〜、１
つ値に設定されたステップ巾で均一量子化が行われる。

均一量子化された変換係数は符号化器１−１９において
変換係数の発生頻度分布に応じてあらかじめ設定された
可変長符号が割り当てられ端子１−１３に出力され、蓄
積または伝送される。

蓄積または伝送された圧縮データは第１図ｔｂ＞におい
【端子２−１３より入力され復号器２−１４において復
号され変換係数が出力される。係数逆量子化器２−１５
は端子２−１１から入力される係数量子化器１−１８で
用いた量子化ステップ巾を各係数に乗算する。ただし、
直流成分にはこの処理は行わずにそのままの値を出力す
る。次に係数逆切捨て器において端子２−１２から入力
される係数切捨て器１−１７で用いた閾値と同じ閾値を
各係数の絶対値に加えて変換係数が再現される。ここで
も直流成分及び値が零である変換係数には上記処理を行
わすＫそのままの値を出力する。

以上の様にして再現された変換係数は２次元ディスクリ
ートコサイン逆変換器２−１７で逆変換され、端子２−
１８に復号された画像信号が出力される。

第２図にブロックデータ読出し器のブロック図を示す。

端子２１に図には示していないクロック発生器からクロ
ックが印加され行アドレススウンタがと列アドレスカウ
ンタτを駆動する。それぞれのアドレスカウンタの出力
は端子ｎと乙へ出力され、画像メモリー１４から対応す
るアドレスの画像データを読出し、端子列からブロック
データメモ９　２８に画像データが書込まれる。書込ま
れた画像データは端子δを介して２次元ディスクリート
コサイン変換器へと出力される。

第３図に２次元ディスクリートコサイン変換器のブロッ
ク図を示す。画像信号を小領域に分割したものを行列Ｐ
で表わすと変換行列を人としその転置行列をｉとして２
次元ディスクリートコサイン変換係数Ｆは Ｆ＝ＡＦＡＴ で与えられる。１ブロック分のメモリー郡からＰの（ｊ
、ｋ）成分を読出し、端子諺から入力し、読出し専用メ
モリー具に格納されている変換行列Ａの（Ｌｊ）成分を
図示していないアドレス発生器からのアドレスを端子３
１から入力して読出し、両者の積を乗算器３５Ａでもと
める。この結果を加算器３６Ａでレジスタ≦７Ａの出力
と加算し再びレジスタ３７Ａに記憶する。以上の操作を
ｉとｋを固定にしてｊを１からｎまで繰り返すとＡとＰ
の積である行列の（ｉ、ｋ）成分が求められるのでその
値をブロックデータメモリーあの（ｉ、ｋ）に対応する
アドレスに格納する。ただし、ｎはブロックの大きさで
ありｊがＡからはじまる時にレジスタ３７Ａの内容はク
リアされる。以上の操作なｓｅｋともに１からｎまで繰
り返すことによりＡとＰの積の行列がブロックデータメ
モリー郭に格納される。　、次に上記と全く同様にして
Ａ−Ｐと六積を求める。すなわち、ブロックデータメモ
リーあに格納されているＡ−Ｐの（Ｌｊ）成分と読出し
専用メモリー３４から変換行列Ａの（ｋ、ｊ）成分を図
示していないアドレス発生器からのアドレスを端子３１
から入力して読出して積を求めることを１からｎまでの
ｊについて行い、ＡＰＡＴの（ｉ、ｋ）成分を求めそれ
を繰り返して変換係数行列を端子間に出力する。

ここで、Ａとｉは全く同じ読出し専用メモリー其の読出
し方を変えること−によりて作り出している。

また、演算は有限語長で行われるため出力はすでに量子
化されている。

第４図に係数切捨て器のブロック図な示す。端子４１−
から入力された変換係数は端子４２を介して図に示さな
い閾値設定器から供給される閾値とともに絶対値回路４
４Ａ　、　４４Ｂで絶対値をとり比較器４５でその大き
さが比較される。また同時に減算器４Ｇで変換係数の絶
対値から閾値をさしひき、変換係数の符号を極性判定器
拐で判定し、乗算器４７で両者の積をと゛り変換係数の
符号を再現する。そして比較器４９の結果により変換係
数の絶対値が閾値より小さければＮＯゲート４９を閉じ
、零を端子招に出力し、そうでなければ先の乗算器４７
の出力を端子招に出力する。また、変換係数が直流成分
に相当する時は図に示していない閾値設定器は閾値を零
にして２次元ディスクリートコサイン変換器の出力がそ
のまま端子４３に出力される。

以上の操作を式で示すと以下のようになる。

但し、２は変換係数、ｔは閾値、ｓｇｎ（・）は符号を
とり出す関数、ｉ、ｊは変換係数行列の行と列番号であ
る。

第５図に典型的なＸ線画偉を例としてエントロピーを横
軸とし、Ｓ／Ｎを縦軸にとりて各種の閾値について各々
固定の量子化ステップ巾で両者の関係をプロットした図
を示す。量子化ステップ巾も各種の値＜−”ｓいて検討
し、閾値として変換係数のダイナミックレンジのＶｔ３
１６０−６／８１６０の範囲ではいとエントロピーは直
線的な関係を保っているがそれ以上の値となるとシ憤の
低下の割にはエントロピー゛が低くならないこと、およ
び医用Ｘ線画儂として４０ｄＢ程度以上のシ刹を確保し
なければ一妙な患部等が［ｆｆてしまい、実用上問題と
なることが確認されている。したがって係数切捨ての閾
値は変換係数のダイナミックレンジの１／８１６０〜８
／８Ｌ６０に設定するのが妥当である。

第６図の量子化器のブロック図を示す。端子６１から入
力される切捨てを行った後の変換係数は端子６２を介し
て図に示さない量子化ステップ巾設定器より入力される
量子化ステップ巾により割算器６において均一量子化が
行われ端子Ｂに出力される。

ただし、ここでも直流成分の場合は図に示していない量
子化ステップ巾設定器が量子化ステップ巾を１にし実質
的には何の処理も加えないものが出力される。量子化ス
テップ巾を１．２．４．・・・・・・と２のべき乗の形
にすると割算器６はシフトをするだけの処理でよい。

第７図にエントロピーとＳ／Ｎの関係をステップ巾をパ
ラメータとして示す。ここでも切捨て閾値は固定してい
るか先にも述べたようにＳ／Ｎを（社）ｄＢ以上確保し
た上でＳ／Ｎとエントロピーの関係が直線的である範囲
を保つように各種の閾値についても検討し、ステップ巾
は変換係数のダイナミックレンジの１／８１６０〜４／
８１６０に選ぶのが妥轟であると確認されている。

次に、以上に述べた切捨ておよび量子化を行りた変換係
数をその発生頻度に応じたエントロピー符号化を符号化
器１−１９で行う。その時各成分の係数毎に可変長のハ
フマン符号を単に割当てるだけでなく、ブロック内の高
域周波数成分は零になることが多いということを利用し
て、３８図に示す様に各成分の符号化の順序をジグザグ
にして後半に零が連続するようにして、零の部分はラン
レングス符号化を行りたり、また１ブロツク内で途中か
ら最後まですべて零であれば符号化をそこで打ち切りブ
ロックの終了マークを送り、符号化能率を向上させるこ
とも可能である。

第９図（ａｌ　、　（ｂｌ　、　（ＣＩＫ符号構成の一
例を示す。１枚の画偉全体は＠９図１１）Ｋ示した様に
ヘッダーと各ブロックの符号からなる。゛ヘッダーは第
９図（ｂ）に示す構成でデータ圧縮に用いた。閾値とス
テップ巾！−格納されている。各ブロック内は第９図（
Ｃ）に示す構成で零でない係数にハフマン符号を割り当
てたものが続き、零が続く場合はそのラン長が格納され
る。途中からブロックの最後７まで零が続く場合には零
のラン長を送らずに係数列の直後にブロックの終了マー
クが付加される。

この様にして得られた圧縮データは伝送路への送出やフ
ァイル装置への蓄積が行われる。

次に伝送または蓄積された圧縮データは符号化器２−１
４において符号化器１−１９で用いられたエントロピー
符号化に対する復号化が行われる。この出力は変換係数
であるが、量子化および切捨て処理が行われたものであ
る。この変換係数は係数量子化器１−１８において用い
られた量子化ステップ巾と同じ値を端子２−１１からう
けて係数逆量子化が行われる。

第１０図に係数逆量子化器のブロック図を示す。

端子１０１から入力された変換係数は端子１０２を介し
て入力される量子化ステップ巾が乗算器１０４において
乗算され端子１０３に出力される。ここで直流成分の場
合は図に示していない逆量子化ステップ巾設定器がステ
ップ巾を１ｋＬ、実質的には何の処理も加えないものが
出力される。

第１１図に係数逆切捨て器のブロック図を示す。

端子１１１から入力された変換係数は絶対値回路１１４
Ａでその絶対値がとられ、端子１１２から入力され絶対
値回路１１４Ｂでその絶対値がとられた閾値と加算器１
１６で加算され、極性判定回路１１８が変換係数の符号
を再現する。また零判定回路１１５は変換係数が零をと
るか否かを判定し、零であればＡＮＤゲート１１９を閉
じて端子１１３に零を出力し、零でない場谷には乗算器
１１７の出力をそのまま端子１１３に出力する。また端
子１１１から入力される変換係数ぷ直流成分−１応する
ときは図に示していない閾値設定器が閾値を零にして端
子１１１から入力される変換係数がそのまま端子１１３
に出力され金。２次元ディスクリートコサイン逆変換器
２−１７は第３図に示した２次元ディスクリートコサイ
ン変換器と同じ構成で実現できる。

変換係数をＦ、変換行列なＡ、Ａの逆行列をＡ−１とす
るとＡは正則だから（ｉ）−１＝仏−１）Ｔであるので
逆変換で得られる復号画儂Ｐは ’？＝　Ｋ’ｓ　Ｆ　１１　（Ａ”）−’＝Ａ７”　ａ
Ｆｅ　（Ａ−’）Ｔで与えられる。従って読出し専用メ
モリー調の内容をへのかわりにＡ−に変更すれば第３図
の構成をそのまま用いて２次元ディスクリートコサイン
逆変換を行うことができる。

（発明の効果） 以上に述べた様に本発明の医用画像データ圧縮伸張方式
は、医用画像の特徴である高解偉度、高楯調数、隣接画
素間の相関が高い、明確なエツジが少ないといったこと
を利用して復号画像の信号対雑音比が医用画像の品質を
みたすように直交変換係数の切捨て閾値および量子化ス
テップ巾を設定したものである。従ワて画質に対する要
求の厳しい医用画像を効率的にデータ圧縮を行い、伝送
時間、ファイル容量の節減等の効果を有する。

【図面の簡単な説明】

第１図（ａ）　、　（ｂ）は本発明の一実施例を示すブ
ロック図、第２図はブロックデータ読出し器のブロック
図、第３図は２次元ディスクリートコサイン変換器を示
す図、第４図は係数切捨て器のブロック図、第５図はエ
ントロピーとＳ／Ｎの関係を係数切捨て閾値をパ゛ラメ
ータとして示した図、第６図は係数量子化器のブロック
図、第７図はエントロピーとＳ／Ｎの関係を係数量子化
ステップ巾をパラメータとして示した図、第８図はブロ
ック内での符号化の順序、第９図＋ａｌ　、　（ｂｌ　
、　（Ｃ）は符号の構成を示した図、第１０図は係数逆
量子化器のブロック図、第１１図は係数逆切捨て器のブ
ロック図である。 図において、１−１４・・・画像メモリー、１−１５・
・・ブロックデータ読出し器、１−１６・・・２次元デ
ィスクリートコサイン変換器、１−１７・・・係数切捨
て器、１−１８・・・係数量子化器、１−１９・・・符
号化器、あ・・・行アドレスカウンタ、ｎ・・・列アド
レスカウンタ、３・・・ブロックデータメモリー、あ・
・・読出し専用メモリー、３５Ａ、３５Ｂ・・・乗算器
、３６Ａ　、　３６Ｂ・・・加算器、関・・・ブロック
データメモリー、４４Ａ、４４Ｂ・・・絶対値回路、６
・・・比較器４６・・・加算器、４７・・・乗算器、砺
・・・極性判定器、４９・・・椰ゲート、Ｍ・・・割算
器、１０４・・・乗算器、１１４Ａｊ１１４Ｂ・・・絶
対値回路、１１５・・・零判定回路、１１６・・・加算
器、１１７・・・乗算器、１１８・・・極性判定回路、
１１９・・・ＮΦゲートである。 第４図 第５図 エントロピー（ｂｉ　ｔ／１）ｅｌ　）第６図 第７図 エントロピー 第８図 、第９図

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 医用画像データ圧縮伸張方式において、復号画像の信号
   対雑音比と圧縮率の関係が直線的でありかつ該信号対雑
   音比が医用画像の品質として必要な値以上となる範囲に
   係数切捨て閾値と量子化ステップ巾を設定し、符号化側
   では原画像をブロックに分割し、該ブロック画像信号に
   対して直交変換を施して変換係数を求め、該変換係数の
   うち直流成分を表わす変換係数はそのまゝの値を出力し
   それ以外の変換係数が該閾値より小さな絶対値をとれば
   該変換係数を切り捨ててその値を零とし、該閾値と同じ
   、もしくは大きな絶対値をとれば該閾値を該変換係数の
   絶対値から差し引くことにより変換係数切り捨てを行い
   、しかる後に該切り捨てられた変換係数のうち直流成分
   を表わす変換係数はそのまゝの値を出力し、そうでない
   変換係数は該量子化ステップ巾で量子化し、量子化され
   た信号に対し、その発生頻度分布に基づいてあらかじめ
   設定された可変長符号を割り当てることにより該原画像
   を符号化し、復号側においては該可変長符号を復号し、
   該復号結果のうち直流成分を表わす変換係数はそのまゝ
   の値を逆量子化値とし、そうでない変換係数は該量子化
   ステップ巾で逆量子化を行うことにより逆量子化値を求
   め、該量子化値のうち直流成分と値が零である変換係数
   はそのまゝの値を出力し、そうでない変換係数にはその
   絶対値に該閾値を加えて直交変換係数を再現し該再現さ
   れた値に対して該直交変換の逆変換を施して復号画像を
   得ることを特徴とする医用画像データ圧縮伸張方式。