JPS63147437A

JPS63147437A - 画像化装置

Info

Publication number: JPS63147437A
Application number: JP62298846A
Authority: JP
Inventors: リチヤード　エイ．ソーネス; カレン　エル．ラウロ
Original assignee: Picker International Inc
Current assignee: Philips Nuclear Medicine Inc
Priority date: 1986-11-26
Filing date: 1987-11-26
Publication date: 1988-06-20
Anticipated expiration: 2013-02-25
Also published as: EP0269302A2; US4792900A; DE3783337T2; EP0269302B1; JP2719784B2; EP0269302A3; DE3783337D1

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】（イ）　産業上の利用分野この発明は画像化方法ならびに装置に関する。

この発明は二重エネルギー、ディジタルＸ線撮影法にお
いて特に利用され、そしてそれに関して特に説明する。

しかし、この発明はま几、コンピュータ断層撮影方法な
らびに装置等のような他の画像化方法ならびに装置にも
利用され得ることを理解されｔい。

（ロ）従来の技術従来のフィルムＸ線撮影装置において、Ｘ、ｇ源により
患者を通してＸ線の発散ビームを導び〈。患者を通過し
た後、このＸ線ビームは螢光スクリーンならびにスクリ
ーンに隣接して位置ぎめされた光とＸ線に感応するフィ
ルムを照射する。放射線が患者を通過する際に、それは
通過する組織に従って減衰されて、フィルム上に陰影像
を発生する。放射線技師は、直接、診断目的のために、
フィルムのグレイスケール、すなわち明暗領域を検査す
る。

ディジタルＸ線撮影法において、各画素のグレイスケー
ル、すなわち画像の増分領域は電子、ディジタル値で表
わされている。これらのディジタル値は種々のデータ処
理ならびに画像強調技術によって処理され、画像の診断
値を改善してき穴。まｔ１フィルムおよび他の写真映像
をディジタル化して電子ディジタル値を得る九めの種々
の技術が開発されてきている。

従来技術のディジタルＸ線撮影技術において、ディジタ
ル値は光学濃度計、ビデオカメラ等を使用して、撮影フ
ィルムから直接得られる。別の従来技術では、長期メモ
リを有する螢光体が写真像を一時的に記録している。感
光装置は螢光ルミネッセンスを１画素づつのベースで対
応するディジタル値に変換している。

患者を横切るＸ線ビームの強さはまた、直接、電子信号
に変換されてきｔ。１！子放射線検出器のアレーが患者
の向い側に配置されて、それを通過するＸ線を受ける。

しばしば「スキャンあるいはスリット投射Ｘ線撮影法」
と称される１技術においては、放射線の細いファンビー
ムが患者の狭い平面を通過して、ＸＰｓ検出器の線形ア
レーに突きｊ３する。放射線ファンおよび検出器アレー
は７７ンビ一ム面へ横方向に移動され、患者の選択され
た長方形領域を走査する。

別の直接検出技術においては、放射線の「エリア」ビー
ムは当該矩形領域全体全弁して同時に発せられて、大型
矩形検出器アレーに突きあたる。検出器によって検出さ
れた強さはディジタル化され、適切にデータ処理されて
、ビデオモニタ等に表示される。

物質すなわち身体組織は高エネルギーと低エネルギーの
Ｘ線ビームに対するその減衰の差によって特徴づけられ
る。Ｘ線撮影画像の診断値を改善する九めに、当該領域
の画像は、高エネルギーと低エネルギーの両方の放射線
から構成されている。ＫＶスイッチングにおいて、二重
エネルギーＸ線撮影、２つの時間順次画像、すなわち高
エネルギーＸ線によるものと低エネルギーＸ線によるも
の、が撮影される。二重検出器スキャナにおいては、２
つの画像は同時に、背中合わせの検出器によって撮影さ
れるが、その１つは本来、低エネルギーＸ線に感応し、
他方は本来、高エネルギーＸ線に感応する。

従来技術による二重エネルギーディジタルＸ線撮影法で
は、高エネルギーならびに低エネルギーの両電子画像表
示が発生される。各表示には通常、矩形の画素アレーが
含まれており、名画素は放射線減衰の程度すなわち当該
領域の対応する通路を介する透過率を表わす画素値を有
している。この画素値の変化は通常、人間が読みとるこ
とのできる画像におけるグレイスケールの変化によって
表わされる。Ｌ、　Ａ、　Ｌｅｈｍａｎｎ他による「二
重ＫＶＰディジタルＸ線撮影法における一般化画像組合
せ」（医用物理学、第８巻、７ｆＬ５．６５９ページ〜
６６７ページ、１９８１年９月／り０月）において説明
されている変換関数を利用して、高エネルギーと低エネ
ルギーの特定画像は、１つ以上の物質特定基本画像表示
に変換される。このＬｅ　ｈｍａ　ｎ　ｎ他による変換
は、当該領域の同じ容量の小区域に相当する、高エネル
ギーと低エネルギーの画像の画素に作用して、物質特定
画像についての対応画素値を発生する。

ごく普通には、２つの基本画像が発生されるが、それは
水あるいは軟組織に対する一方と骨あるいはカルシウム
に対する他方である。計ｎを目的とするには、水および
軟組織を概算するためにブレキシガラスが利用され、そ
して骨およびカルシウムを概算するためにアルミニウム
が利用されている。例えば、重みつきの高エネルギーと
低エネルギーの画像を１画素づつ減算するような他の変
換法もまた、利用されてき念。

Ｌ６ｈｍａｎｎ他による変換の問題点の１つは、それが
画像の雑音を増幅させること、すなわち基本画像が高エ
ネルギーあるいは低エネルギー画像のいずれかエフも低
い信号対雑音比を有していることである。ランダム雑音
劣化は高いＸ線減衰、すなわち比較的低い画素値によっ
て表わされるを椎の厚い部分において、特に顕著である
。

軟組織および骨の特定基本画像に作用してランダム雑音
の効果を低減する種々の方法が開発されてき次。１つの
技術は基本画像の各画素を、周囲画素の平均値の百分率
で各画素値を平均した平滑化すなわちフィルタ関数でフ
ィルタするものでめる。この技術の１つの欠点は、それ
が画像の濃い骨の領域における明らかなランダム雑音を
除失するが画像全体をぼやけさせることである。

基本画像の全領域をぼやけさせないようにする九めに、
領域特定のフィルタ関数を備える他のものもある。ラン
ダム雑音は通常、周囲領域と異なる強さのスポット、す
なわち隣接画素の値よシはるかに大きいか１ｆｃは小さ
い画素値として現われる。特に、１画素値とそれを囲む
近隣画素値の各々との間の偏差が判定される。予め選択
された偏差より大きいものが観察される場合、ぼやける
フィルタ関数が基本画像のその画素に与えられる。予め
選択された偏差より小さいものが観察される場合、その
画素には何のフィルタリングも与えられない。

この選択的フィルタリング技術の１つの欠点は、隣接す
る画素値間の偏差が常に雑音の表示出力でめるとは限ら
ないということである。むしろ、偏差は組織あるいは骨
の境界、細い血管等の結果でおるかもしれない。これに
よってエツジをぼやけさせ、そしてフィルタした基本画
像の細密な詳細を不Ｆ！Ａ瞭にしている。エツジ強調技
術、他の種類の平滑化あるいはフィルタリング等のよう
な他のフィルタリングおよびデータ処理技術もま念、結
果の基本画像に関して実行されてきた。

（ハ）　発明が解決しようとする問題点ならびに作用本
発明の目的は上記の欠点を克服する画像化装置および方
法を提供することである。

本発明の第１の特徴によれば、第１の画像表示の各画素
に対する電子画素値を格納する第１画像メモリ手段と、
第２の画像表示の各画素に対する電子画素値を格納する
第２画像メモリ手段と、第１メモリ手段からの第１画像
表示の各画素値に第１フィルタ関数で作用し、かつ第２
メモリ手段からの第２画像表示の各画素値に第１フィル
タ関数で作用する第１フィルタ手段と、第１と第２のメ
モリ手段からのフィルタされた画素値を第１複合画像に
変換する第１変換手段と、および第１複合画像を格納す
る第１複合画像メモリ手段とを備える画像化装置が提供
される。

本発明のｆｆ！ｃ２の特徴によると、少なくとも高エネ
ルギーならびに低エネルギーの放射線を発生する放射線
源と、被検者の選択された当該領域を横切る高エネルギ
ーならびに低エネルギーの放射線を別々に検出し、そし
てそれによって受信した高エネルギーならびに低エネル
ギーの放射線の強さを表わすディジタル電子画素値を発
生する放射線検出手段と、検出器手段と作動的に接続し
て、当該領域の高エネルギー画像表示のための各画素に
対する高エネルギー放射線の強さを表わすディジタル電
子画素値を格納する高エネルギー画像メモリ手段と、検
出器手段と作動的に接続して、当該領域の低エネルギー
画像表示の念めの各画素に対する低エネルギー放射線の
強さを表わすディジタル電子画素値を格納する低エネル
ギー画像メモリ手段と、第１フイル！関数を１画素づつ
高エネルギー画像表示のディジタル値でフィルタし、そ
して第１フィルタ関数を１画素づつ低エネルギー画像表
示のディジタル値でフィルタする第１コンボルバ手段と
、高エネルギーならびに低エネルギー画像表示の少なく
とも１つの冬画素のディジタル値に従って第１フィルタ
関数の特徴を対応的に調整する第１フィルタ関数変更手
段と、高エネルギーならびに低エネルギー画像表示の対
応する画素のフィルタされ比値を軟組織特定基本画像の
対応する画素のディジタルグレイスケール値に変換する
第１変換手段と、第１変換手段に作動的に接続して軟組
織基本画倫のグレイスケール値を格納する軟組織画像メ
モリ手段と、第２フィルタ関数を高エネルギー画像表示
のディジタル値でフィルタし、そして第２フィルタ関数
を低エネルギー画像表示のディジタル値でフィルタする
第２コンボルバ手段と、高エネルギーならびに低エネル
ギーの画像表示の少なくとも１つの各画素のディジタル
値に従って第２フィルタ関数の特徴を対応的に調整する
第２フィルタ関数変更手段と、第２コンボルバ手段から
の高エネルギーならびに低エネルギー画像表示の対応画
素のフィルタし念値を骨特定基本画像の対応画素のディ
ジタルグレイスケール値に変換する第２変換手段と、お
よび第２変換手段にチ作動的に接続して、骨特定基本画像のグレイスケール値
を格納する骨の画像メモリ手段、とから成る画像化装置
が提供される。

本発明の第３の特徴によれば、各画素値が第１画像表示
の画素に対応する複数の画素値を格納する第１画像メモ
リと、フィルタしようとする各画素の画素値に従ってフ
ィルタ関数の特徴を選択し、かつＭ１画像メモリと作動
的に接続しているフィルタ関数変更手段と、各選択画素
およびそれに隣接する画素の画素値に選択的に変更され
たフィルタ関数で作用し、従って各画素がフィルタされ
るフィルタ関数はその画素値に従って変化する第１フィ
ルタ手段、とから成る画像化装置が提供される。

本発明の第４の特徴によれば、被験者の同じ領域につい
ての第１と第２の画像表示を発生する段階と、第１画像
表示を第１フィルタ関数でフィルタして、第１フィルタ
関数でフィルタした第１画像表示を発生する段階と、第
２画像表示を第１フィルタ関数でフィルタして、第１フ
ィルタ関数でフィルタした第２画像表示を発生する段階
と、およびフィルタした第１と第２の画像表示を、第１
変換関数で第１複合画像に変換する段階とから成る画像
化方法が提供される。

本発明の第５の特徴によると、各々が電子画素値を有す
る複数の画素によって定められる少なくとも１つの画像
表示を発生する段階と、１画素に対して少なくともその
画素値を予め選択され穴画素値規準と比較する段階と、
前段階の比較に従って、予め選択された複数のフィルタ
関数のうちの１つを選択する段階と、前記１画素および
隣接画素の画素値を選択され穴フィルタ関数でフィルタ
して、第１のフィルタ画像表示の対応する画素に対する
フィルタ画素値全作成する段階と、および画像表示の他
の画素に対して前記比較し、選択しそしてフィルタする
段ＩＩＩを繰返す段階とから成る画像化方法が提供され
る。

本発明の第６の特徴によると、被験者の共通領域につい
ての第１と第２の画像表示を発生する段階と、第１と第
２の両画像表示に第１変形関数と第１フィルタ関数で作
用して、第１複合画像を作成する段階と、および第１と
第２の両画像表示に、第２変形関数および、第１フィル
タ関数とは異なる第２フィルタ関数で作用して、第２複
合画像を作成する段階とから成る画像化方法が提供され
る。

に）実施例次に添付の図面を参照して、この発明による２つの画像
化装置ならびに方法について説明する。

第１図では、ディジタルＸ線スリットスキャナ、ＣＴス
キャナ、磁気共鳴画像化装置等のような診断スキャナＡ
が被検者の同じ当該領域について１組の画像表示、すな
わち低エネルギー画像Ｕと高エネルギー画像■、を発生
する。調整可能フィルタおよび変換手段Ｂは高エネルギ
ーと低エネルギーの両画像を１つ以上の物質特定の画像
あるいは他の複合画像に変換する。フィルタ変更手段Ｃ
は高エネルギーならびに低エネルギーの両画像の少なく
とも１つを監視して、各画素における信号対雑音比の相
対的大きさを判定し、そしてフィルタおよび変換手段Ｂ
に与えられ几関数を適宜変更する。小区域における信号
対雑音比が低くなればなるほど、小区域を表わす画素値
は一層フィルタされるすなわち平滑化される。

第１図に示されるスキャナＡは、説明の次めに、スリッ
トスキャン投射型ディジタルＸｓｍ影装置となっている
。それにはＸ線管のようなＸ線源１０が含まれていて、
少なくとも２つのエネルギーレベルを有するＸ線の重複
エネルギー７７ンビーム１２を発生する。人規準器１４
および出規準器１６は患者を通過するＸ線ビームを所定
の扇形面へと規準する。第１のすなゎち低エネルギー検
出器アレー１８には、Ｘ線ビームの低エネルギーＸ＃Ｊ
を検出する第１線形検出器アレーが含まれる。第２のす
なわち高エネルギーＸ線検出器アレー２０には、低エネ
ルギー検出器アレーのすぐ後に配置されて高エネルギー
Ｘ線光子を検出する線形のＸ線検出器アレーが含まれる
。

低エネルギー検出器の■止能は、基本的には低エネルギ
ー光子が阻止され、そして電気信号に変換されるが、多
くの高エネルギー光子はそれを通過するようなものとな
っている。高エネルギー検出器はより多くの阻止能力で
阻止する、よシ高濃度の、高い原子番号の物質から構成
されておｐｌそして高エネルギー光子を、そこにぶつか
る高エネルギー放射線の強さを表わす電気信号に変換す
る。高エネルギーと低エネルギーのアレー０名々に対し
て１つの検出器が背中合わせになってＸ線源と１列にな
って配置されておジ、従って１組の対応する検出器が、
患者の同じ線すなわち小区域を横切っ次高エネルギー放
射線および低エネルギー放射線を検出する。

鋼の薄板のようなＸｉ吸収性材料２２は、低エネルギー
検出器を通過するに足るエネルギーを有する中間エネル
ギーＸ線光子を吸収する。この銅の薄板の厚さは予選択
されｔ高エネルギーレベル以下のエネルギーを有する光
子を吸収するように選択される。このようにして、相対
的に明確かつ別々の高エネルギーと低エネルギーの光子
レベルが検出される。

機械による駆動装置２４によって高エネルギーならびに
低エネルギー検出器アレーおよび人出の規準器はビーム
平面を横切って掃引され、従って患者の当該矩形領域が
照射される。エンコーダ２６は検出器アレーが増分距離
を移動する度ごとに低エネルギーと高エネルギーの画像
ＵとＶに対するアドレスを変える。このようにして、検
出器アレーを掃引することによって１組の長方形の高エ
ネルギーと低エネルギーの検出器格子に類似データを発
生する。そのよりな検出器格子によって任意に機械的駆
動装置２４とエンコーダ２６を除失することもでき、そ
の結果、高エネルギーと低エネルギーの画像の全画素は
１列づつではなく、同時に収集される。

高エネルギーならびに低エネルギー検出器アレーの各検
出器はアナログ電子出力信号を発生するが、該信号は受
容されるＸ線の強さに比例して変化する。良好な実施態
様において、各検出器は受信した放射線の強、さに比例
してシンチレートするすなわち発光するシンチレーショ
ンクリスタルを有する。ホトダイオードはアナログ出力
信号を発生し、その振幅はシンチレーションクリスタル
からの光の輝度に従って変化する。放射線を直接、電気
信号に変換する検出器、ＣＯＤデバイス、および他の屑
知の放射線検出器もまた考えられる。アナログ／ディジ
タル変換器２８はアナログ強度信号を、放射線の強さの
ディジタル表示に変換する。

高エネルギーならびに低エネルギー画像表示はそれぞれ
、当該走査領域の小区域からなる矩形アレーに対応する
、矩形の画素アレーによって画定される。画像の冬画素
すなわち当該領域の小区域に対応するディジタル画素値
は、高エネルギーならびに低エネルギー画像メモリＵと
■における対応するメモリ素子に格納される。

図示の実施例では、画像の各列における１画素は検出器
アレーにおける対応検出器に対応する。

検出器アレーが増分横方向距離を掃引する度ごとに、次
の隣接画素列に対するデータが発生される。検出器アレ
ーは背中合わせになっているので、低エネルギー画像表
示における各画素は、当該領域の同じ小区域を表わす高
エネルギー画像表示における対応画素を有している。良
好な実施例において、例えば濃度の濃い骨のような、最
も多く放射線を減衰させる被検者の小区域は、シンチレ
ーションクリスタルに余り発光させず、従ってより小さ
いアナログ信号とより低いディジタル画素値を発生させ
る。画素値に対する他の計画も、当然利用することがで
きる。この値は直線的に、対数的に、あるいは他の予め
選択さ、れたＸ線との関係によって変化する。

調整できるフィルタおよび変換手段Ｂは、第１の物質特
定画像フィルタおよび変換手段４（Ｕ）を有しているが
、それは高エネルギーならびに低エネルギー画像をフィ
ルタして、メモリ４２に格納される第１のすなわち軟組
織特定画像に変換する。第１フィルタ手段は低エネルギ
ーならびに高エネルギー画像表示を、別々に、１画素づ
つ、画素ごとに異なる適応第１フィルタ関数でフィルタ
して、フィルタされた低エネルギーならびに高エネルギ
ー画像表示を発生する。第１コンボルバ４４は第１フィ
ルタ関数で低エネルギー画像画素値に作用し、フィルタ
された低エネルギー画像表示を発生する。第２コンボル
バ４６は、対応する低エネルギー画像画素と同じ第１フ
ィルタ関数で高エネルギー画像画素値の各々に作用し、
フィルタされた高エネルギー画像表示を発生する。すな
わち、ｉ番目の列とｊ番目の行に対する低エネルギー画
像画素値Ｕ（ｉ、ｊ）および同じ列と行に対する高エネ
ルギー画像画素値■（ｌ、ｊ）はそれぞれ同じフィルタ
関数Ｋ（ｉ、ｊ）によってフィルタされて、（ｉ。

ｊ）番目の画素に対応するフィルタされ比値Ｕ′（ｉ、
ｊ）およびＶ’（ｉ、ｊ）を発生する。任意に、コンボ
ルバ４４および４６から高エネルギーならびに低エネル
ギーのフィルタされた画像を格納するフィルタ画像メモ
リ手段を備えることもできる。

第１変換手段４８は、フィルタされ几低エネルギーなら
びに高エネルギー画像表示出力Ｕ′とゾに第１変換Ｆに
より作用し、選択され念物質特定画像工を発生する。す
なわち、物質特定画像工はフィルタされた高エネルギー
と低エネルギー画像Ｕ′とｖ′の関数Ｆとなっている。

Ｉ　＝Ｆ　（Ｕ’、　Ｖ’）　　　　　　　　（１）種
々の関数Ｆを選択することができる。１例として、物質
特定画像工の各画素値は高エネルギーと低エネルギー画
像の対応する画素の差であってもよい。

Ｉ（ｉ、　ｊ）＝Ｖ’（ｔ、　ｊ　）　−ＴＪ’（！、
ｊ）　（２）なお別の例として、物質特定画像は、重み
づけされた平均化のように、フィルタされた高エネルギ
ーと低エネルギー画像の他の直線的組合わせであっても
よい。

但し、ｍとｎは重みづけ率である。

良好な実施態様において、レーマン他によって説明され
た変換に類似した変換が利用されている。物質で選択さ
れた画像の各々はフィルタされ念高エネルギーと低エネ
ルギー画像の対応する画素に、対数的に関連する。

Ｉ　（ｉ、　ｊ）：　Ｋ１ｔｏｆＵ’（ｉ、　ｊ）＋に
２ｔＯｒＶ’（ｉ、　ｊ）＋ＫＡ　Ｌｏｆ　Ｕ’（１、
Ｊ　）　＋　Ｋａ　ｔｏｔ　Ｖ’（ｔ、Ｊ　）＋１ＩＣ
５ｔ０９　ＴＪ’（ｉ、　Ｊ　）　ｌｏｔ　Ｖ’（１，
ｊ　）　　　（４）但し、Ｋ１．　Ｋ２．　Ｋ３．　Ｋ
４およびに５は所定のスキャナ人および、画像が初期較
正プロセスにおいて選択され得る選択された物質に対し
て判定される定数である。ハードウェアの制約のために
、Ｋ定数は各々選択された走査装置にとって異なること
もある。さらに、別々の定数が軟組織選択画像、前選択
画像および他の物質選択画像に対して選択される。初期
較正のためにプレキシガラスが利用され、軟組織特定画
像に対するに定数を選択し、そしてアルミニウムが較正
ファントムとして利用され、骨特定画像に対する較正定
数Ｋｆｊｒ選択することができる。

第２の物質特定フィルタおよび変換手段５０は高エネル
ギーならびに低エネルギー画像をフィルタし、そしてメ
モリ５２に格納される第２の、好ましくは骨特定画像に
変換する。１組のコンボルバ５４と５６１ｄ第２の適応
フィルタ関数に２で、高エネルギーならびに低エネルギ
ー画像表示出力の対応する画素に、１画素づつ、作用す
る。コンボルバ５４と５６は、発生されるべき物質特定
画像に対して独自に選択される別別のフィルタ関数によ
る以外は、コンボルバ４４および４６と同様なフィルタ
動作を行なう。第２変換手段５８は第２変形Ｇでフィル
タされた高エネルギーと低エネルギーの画像に作用して
、それらを第２の物質選択画像、好ましくは骨選択画像
工に変換する。表示手段６０はメモリ４２と５２からの
軟組織ならびに骨の特定画像を、選択的に表示する。上
述のように、関数Ｇはフィルタされた高エネルギーと低
エネルギー画像表示についての対応画素の差、重みづけ
平均値、対数的組合わせ、あるいは他の直線的ま次は非
直線的組合わせであることができる。好ましいことに、
第２変換Ｇは、定数にの値が軟組織ま次はプレキシグラ
スではなく骨″！！たはアルミニウムに対して特定的に
選択されるが、式（４）全実現する。

適切であれば、高エネルギーならびに低エネルギー画像
をフィルタし、そして他の物質に対して特定である画像
に変換する別の物質特定フィルタ／変換手段を備えるこ
ともできる。フィルタおよび変換は別々の動作として示
されるが、若干のフィルタおよび変形関数は単一の適応
関数に結合することができて、データ処理を促進する。

フィルタ変換手段Ｃは画素値のレベルに従って、画像の
各画素における信号対雑音比を定め、そしてフィルタ関
数すなわち変換を適宜に変更する。画素値が低ければ、
すなわち放射線減衰が多ければなお一層、電位は大きく
なり、従って画素値はかなシの雑音を含むようになる、
すなわち雑音の多い領域になる。画素値が増加し、従っ
て放射線減衰が減少する場合、信号対雑音レベル比は教
養し、そしてフィルタリングの量は低減される。

良好な実施態様において、フィルタ関数には３×３のマ
トリックスで定義される。

所定の画素値Ｕ（ｉ、ｊ）をこのフィルタ関数でフィル
タすることによって、この所定画素値を、Ａ×所定画素
値プラスＢＸ８個のすぐ隣りの画素値の各々の合計、で
置換する、すなわちフィルタ画像Ｕ′は下記で定義され
る。

Ｕ’（ｉ、　ｊ）＝ＡＵ（ｉ、　ｊ）＋ＢＵ（ｉ−１，
ｊ−１）＋ＢＵ（ｉ−１，ｊ　）＋ＢＵ（ｉ−１，ｊ＋
１　）　＋ＢＵ（ｉ、　ｊ−１）　＋ＢＵ（ｉ、　ｊ＋
１　）　＋ＢＵ（ｉ＋１．　ｊ−１）＋ＢＵ（ｉ＋１．
　ｊ）＋ＢＵ（ｉ−Ｈ，ｊ＋１　）　　　　　　　　（
６）ＡとＢの値は所定画素値の大きさに従って選択され
る。軟組織にとってＡとＢの良好な実施態様は第２Ａ図
および第２Ｂ図の曲線によって定められる。

特に第２Ａ図および第２Ｂ図を参照すると、画像値が予
め選択された最小閾値７０以下である場合、これは良好
な実施態様における画素値のダイナミックレンジの約２
％であるが、領域は非常に雑音が多いと考えられる。従
って、ＡとＢはそれぞれ１／９であるように選択される
。

すなわち、画素値はそれ自体とその周囲の８個の画素値
との平均値と置換される。画素値が予め選択された高い
閾値７２以上である場合、画素値ダイナミックレンジの
約２０％であると都合がよいが、画素値は変化しない。

つ１１シ、Ａ＝１そしてＢ＝ｏである。

高い閾値と低い閾値の間では、ＡとＢの相対的な大きさ
は画素レベルと直線的に変化する。

第２Ａ図と第２Ｂ図に示される実施態様において、Ａの
値は１／９と１の間で直線的に変化し、Ｂの値は１／９
とＯの間で直線的に変化する。

第５Ａ図と第３Ｂ図では、好ましいことに、異なるフィ
ルタ関数が軟組織および骨の特定画像に対して選択され
ている。軟組織に対して第２Ａ図と第２Ｂ図で例示され
た関係ではなく、骨特定画像に対するＡとＢの良好な値
が第３Ａ図および第３Ｂ図で示される。低い画素値すな
わち低い閾値７４以下の高いＸ線減衰に対して、各画素
はその周囲の隣接画素によって再び一様に平均される。

予め選択され几高い閾値レベル７６ｔ−超えると、各画
素はその周囲の隣接画素によって平均され続ける。しか
し、Ａの値は１／２で選択され、そしてＢの値は１／１
６で選択される。高い閾値と低い閾値の間で、Ａの値は
１／９と１７２の間で直線的に変化し、そしてＢの値は
１／９と１７１６の間で直線的に変化する。

ＡとＢの間に別の関係を選択することもできる。しかし
、下記のようであることが望ましい。

Ａ＋　８Ｂ＝定、数　　　　　　　　（７）上記実施態
様において、定数は１である。ＡとＢの間の他の関係を
選択できることは明らかであるが、例えばそれらの値は
指数的に、対数的に、あるいは他の複雑な関数と共に、
変化することができる。例えば、ＡとＢはほぼＳ状曲線
で変化しておジ、その場合人は１極値において漸近的に
１／９に接近し、そして他極値では軟組織に対しては１
に、骨に対しては１／２に接近する。そしてＢは１極値
においては１／９に漸近的に接近し、そして他極値では
軟組織に対しては０に、骨に対しては１／１６に接近す
る。

この員数は画素レベルの全ダイナミックレンジにわ九っ
て、カットオフ閾値なしに連続して変化させることがで
きる。

他のフィルタ関数すなわちマトリックスにも′１次選択
することができる。例えば、５×５マトリツクスのよう
な他のサイズであることもできるが、このマトリックス
は８個のすぐ周囲の画素値と１６個の次にすぐ周囲の画
素値のうちの幾つかによって各画素値を平均する。さら
に、マトリックスはなお大きくなると、それぞれの周囲
リング内の画素値はリングの関数としてだけではなく、
中心からの半径方向距離にほぼ従って変化することがで
きる。他のフィルタ関数も任意に選択することができる
。

再び第１図において、良好な雑音レベル判定およびフィ
ルタ変更手段Ｃには、物質特定画像の各々に対する別々
の回路が含まれている。これによって、第２図および第
３図のフィルタ関数のような異なるフィルタ関数が、各
物質特定画像に対して選択され得る。しかし、フィルタ
変更手段Ｃの各々は同じ構造を有するので、以下の説明
は両者に等しく適用されることが理解できる。

適切であれば、アドレス計数器手段８０によって低エネ
ルギー画素値Ｕ（ｉ、ｊ）を調整して、フィルタ関数選
択手段８２のアドレスに対応させることもできる。好ま
しいことに、低エネルギー画像表示は低エネルギーなら
びに高エネルギーの両画像の対応画素に対するフィルタ
関数を選択するのに利用される。良好な実施例において
、フィルタ関数選択手段は、対応するＡＩｉを参照する
第１画素値Ｕ（ｉ、ｊ）によってアドレスされる第１ル
ックアップ表８４と、対応するＢ値を参照する画素値に
よってアドレスされる第２ルックアップ表８６とを有し
ている。マトリックス手段８８はルックアップ表８４と
８６から検索した値から、マトリックスすなわちフィル
タ関数Ｋを組み立てる。大規模マトリックスを利用する
場合、別のマトリックス値を選択する六めの別のルック
アップ表を備えることもできる。任意に、フィルタ濶数
選択手段８２は、各画素値ｕｃｉ、ｊ）からＡとＢの値
を数学的に計算する演算装置でおってもよい。

第４図では、第１と第２）すなわち高エネルギーと低エ
ネルギーの画像が別々の時間に記録され得る。画像ディ
ジタル化装置１００は、フィルム、長期記憶螢光体、あ
るいはイメージ増倍管出力画像を、第１のすなわち低エ
ネルギー画像の対応する画素に対する画素値に変換して
、第１画像メそす手段１０２に記憶する。次いで、第２
のフィルム、螢光体、あるいは患者の同領域を介して撮
られ九イメージ増倍管画像は、ディジタル化装置によっ
てディジタル化され、第２画像メモリ１０４によって記
憶される。第１と第２のフィルムあるいは螢光画像が別
々のエネルギーの放射線で撮影され危場合には、第１と
第２のディジタル画像は同じ領域についての高エネルギ
ーと低エネルギーの画像を表わすことになる。画像を並
べる危めの適切なインデキシングが必要とされることも
ちる。

低エネルギーすなわち第１画像における画素値のレベル
に従って、フィルタ関数選択手段Ｃはコンボルバ１１０
．１１２．１１４および１１６に対する適切なフィルタ
関数を選択するが、これらのコンボルバはフィルタされ
た画像を発生して、フィルタ画像メモリ１２０．１２２
．１２４および１２６に格納する。

適応変換手段１３０はそこでの画素値のレベルに従って
、フィルタされた画像を組合わせる。

画素値モニタ手段１３２は、画像の１つ、好ましくはフ
ィルタされた低エネルギー画像の１つ、の画素値の振Ｓ
を監視する。種々の変換関数を選択することができる。

変換手段１３０によって作成された画像は、複合画像メ
モリ１５４に格納される。例えば、変換手段１３０は、
監視中の画像の対応画素値が、中心範囲のような、予め
選択された振幅範囲内にある場合に、４つのフィルタさ
れた画像のすべての対応画素値を合計することができる
。低振幅範囲に対しては、２つのフィルタされた高エネ
ルギー画像の対応画素を加算することができる。中心範
囲と低範囲の間では、重みづけ平均化を行なうことがで
きる。

同様に、高い画素振幅範囲において、低エネルギー画像
の対応画素を加算することもできる。

中間画素値と高画素値範囲の間では、傾斜関数等が、重
みづけ平均化を行なう基底として選択されることができ
る。他の組合せ式も、当然、考えられる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明による第１＠像化装置の概略図、第２Ａ図、第２Ｂ図、第３Ａ図および第３Ｂ図は本発明
による２つの画像化装置および方法において利用される
フィルタ関数変更特性図、かつ第４図は本発明による第２画像化装置の概略図である。図中、１０は放射線源、１４と１６は規準装置、１８と
２０はＸ線検出器アレー、２４は駆動装置、２６はエン
コーダ、２８はＡ／Ｄ変換器、４２は軟組織画像メモリ
、４４．４６．５４゜５６はコンボルバ、５２は骨画像
メモリ、６０は表示装置、８０はアドレス計数器、８４
と８６はルックアップ表、８８はマトリックスをそれぞ
れ示す。

Claims

【特許請求の範囲】

（１）二重エネルギーディジタルＸ線撮影による画像化
方法であつて、被検者の同じ領域について第１と第２の画像表示を発生
する段階と、第１の画像表示を第１フィルタ関数（Ｋ）でフィルタし
て、第１フィルタ関数でフィルタした第１画像表示を発
生する段階と、第２の画像表示を第１フィルタ関数（Ｋ）でフィルタし
て、第１フィルタ関数でフィルタした第２画像表示を発
生する段階と、およびフィルタした第１と第２の画像表示を第１変換関数（Ｆ
）で第１複合画像に変換する段階、とから成ることを特
徴とする画像化方法。
（２）特許請求の範囲第１項記載の画像化方法であつて
さらに、第１と第２の画像表示を第２フィルタ関数（Ｋ）でフィ
ルタして、第２フィルタ関数でフィルタした第１と第２
の画像表示を発生する段階と、第２フィルタ関数でフィ
ルタした第１と第２の画像表示を第２変換関数（Ｇ）で
第２複合画像に変換する段階、とから成ることを特徴とする画像化方法。
（３）特許請求の範囲第２項記載の画像化方法において
、第１と第２の画像表示はそれぞれ高エネルギーと低エネ
ルギーの特定Ｘ線撮影画像を表わし、そして第１と第２
の変換関数（Ｆ、Ｇ）はフィルタされた画像表示を第１
物質と第２物質を表わす画像に変換し、よつて第１複合
画像は第１物質特定画像とし、そして第２複合画像は第
２物質特定画像とすることを特徴とする画像化方法。
（４）特許請求の範囲第１項、第２項または第３項記載
の画像化方法において、第１と第２の画像表示はそれぞれ複数の画素によつて画
定され、第１画像表示の各画素は当該の画像化領域の同
じ小区域を表わす第２画像表示内に対応する画素を有し
ており、各画像表示は複数の画素値を有しており、各画
素値は画素の１つに対応し、前記方法は更に第１のフィ
ルタ関数（Ｋ）がフィルタされるべき各画素の画素値に
したがつて変化するように各画素値の特徴にしたがつて
第１フィルタ関数（Ｋ）を変化することを特徴とする画
像化方法。
（５）二重エネルギーディジタルＸ線撮影による画像化
方法であつて、各々が電子画素値を有する複数の画素によつて画定され
る少なくとも１つの画像表示を発生する段階と、１画素に対して、少なくともその画素値を予め選択され
た画素値規準と比較する段階と、前段階の比較に従つて
、予め選択された複数のフィルタ関数（Ｋ）のうちの１
つを選択する段階と、前記１画素および隣接する画素の画素値を選択されたフ
ィルタ関数（Ｋ）でフィルタして、第１のフィルタされ
た画像表示の対応する画素に対するフィルタされた画素
値を作成する段階と、前記比較し、選択し、そしてフィ
ルタする段階を画像表示の他の画素に対しても繰り返す
段階、とから成ることを特徴とする画像化方法。
（６）特許請求の範囲第５項記載の画像化方法において
、各フィルタ関数（Ｋ）はマトリックス（Ｋ）を含んで
おり、フィルタ関数選択段階はマトリックス要素の値（
Ａ、Ｂ）を選択する段階を含んでおり、そしてフィルタ
する段階は画像表示の画素値をマトリックス（Ｋ）フィ
ルタする段階を含んでいることを特徴とする画像化方法
。
（７）特許請求の範囲第５項または第６項記載の画像化
方法であつて、更に第２のフィルタされた画像表示が発生されるように第２
画像表示に対して５つの段階を繰り返す段階と、および第１と第２のフィルタされた画像表示を複数の複合画像
に変換する段階、とから成ることを特徴とする画像化方法。
（８）特許請求の範囲第７項記載の画像化方法において
、第１と第２の画像表示を発生する段階には被検者の共
通当該領域を第１と第２のエネルギーレベルの放射線で
それぞれ照射する段階および当該領域を横切る第１と第
２の各レベルの放射線の強さを測定する段階が含まれて
おり、そして複合画像には第１物質基本画像および第２
物質基本画像が含まれていることを特徴とする画像化方
法。
（９）二重エネルギーディジタルＸ線撮影による画像化
方法であつて、被検者の共通領域について第１と第２の画像表示を発生
する段階と、第１と第２の両画像表示に第１変形関数（Ｆ）と第１フ
ィルタ関数（Ｋ）で作用して、第１複合画像を作成する
段階と、および第１と第２の両画像表示に第２変換関数（Ｇ）および、
第１フィルタ関数（Ｋ）とは異なる第２フィルタ関数（
Ｋ）で作用する段階、とから成ることを特徴とする画像化方法。
（１０）特許請求の範囲第８項記載の画像化方法におい
て、画像表示を発生する段階には被検者を第１エネルギ
ーレベルの放射線で照射して第１画像表示を発生する段
階および被検者を第２エネルギーレベルの放射線で照射
して第２画像表示を発生する段階が含まれており、そし
て変換関数（Ｆ、Ｇ）は、第１複合画像は第１物質にと
つて物質特定的であり、第２複合画像は第２物質にとつ
て物質特定的であるように選択されることを特徴とする
画像化方法。
（１１）特許請求の範囲第９項または第１０項記載の画
像化方法であつてさらに、第１と第２の画像表示のうち
の少なくとも１つの特徴に従つて、第１フィルタ関数（
Ｋ）と第１変換関数（Ｆ）のうちの少なくとも１つを変
化する段階および第２フィルタ関数（Ｋ）と第２変換関
数（Ｇ）のうちの少なくとも１つを変化する段階とから
成ることを特徴とする画像化方法。
（１２）二重エネルギーディジタルＸ線撮影による画像
化装置であつて、第１画像表示の各画素に対する電子画素値を格納する第
１画像メモリ手段（Ｕ）と、第２画像表示の各画素に対する電子画素値を格納する第
２画像メモリ手段（Ｖ）と、第１メモリ手段（Ｕ）からの第１画像表示の各画素値に
第１フィルタ関数（Ｋ）で作用し、そして第２メモリ手
段（Ｖ）からの第２画像表示の各画素値に第１フィルタ
関数（Ｋ）で作用する第１フィルタ手段（４４、４６）
と、第１と第２のメモリ手段（Ｕ、Ｖ）からのフィルタされ
た画素値を第１複合画像に変換する第１変換手段（４８
）と、および第１複合画像を格納する第１複合画像メモリ手段（４２
）、とを備えていることを特徴とする画像化装置。
（１３）特許請求の範囲第１２項記載の画像化装置であ
つてさらに、フィルタしようとする画素が雑音劣化を受
けないような統計的確率に従つて、第１フィルタ関数（
Ｋ）を選択的に変化させる第１フィルタ関数変更手段（
Ｕ）を備えていることを特徴とする画像化装置。
（１４）特許請求の範囲第１３項記載の画像化装置にお
いて、フィルタ関数変更手段（Ｃ）にはフィルタしよう
とする各対応する画素組合わせの少なくとも１つの画素
値によつてアドレスされるべき第１と第２のメモリ手段
（Ｕ、Ｖ）のうちの少なくとも１つに作動的に接続し、
かつアドレス画素値に従つてフィルタ関数（Ｋ）のマト
リックス（Ｋ）値（Ａ、Ｂ）を検索する少なくとも１つ
のルックアップ表（８４、８６）が含まれており、そし
て第１フィルタ手段（４４、４６）には第１と第２の画
像メモリ手段（Ｕ、Ｖ）画素値をマトリックス（Ｋ）で
フィルタするコンボルバ手段（４４、４６）が含まれて
いることを特徴とする画像化装置。
（１５）特許請求の範囲第１２項記載の画像化装置であ
つてさらに、第１メモリ手段（Ｕ）からの第１画像表示の各画素値に
第２フィルタ関数（Ｋ）で作用し、そして第２メモリ手
段（Ｖ）からの第２画像表示の各画素値に第２フィルタ
関数（Ｋ）で作用する第２フィルタ手段（５４、５６）
と、第１と第２メモリ手段（Ｕ、Ｖ）からのフィルタされた
画素値を第２複合画像に変形する第２変換手段（５８）
と、および第２複合画像を格納する第２複合画像メモリ手段（５２
）、とを備えていることを特徴とする前記二重エネルギーデ
ィジタルＸ線撮影による画像化装置。
（１６）特許請求の範囲第１５項記載の画像化装置にお
いて、第１と第２の画像表示は放射線エネルギー特定的
であり、そして第１と第２の複合画像は照射された物質
特定的であることを特徴とする画像化装置。
（１７）特許請求の範囲第１５項あるいは第１６項記載
の画像化装置であつてさらに、第１と第２のフィルタ関
数（Ｋ、Ｋ）を選択的に変更させるフィルタ関数変更手
段（Ｃ、Ｃ）を備えており、該フィルタ関数変更手段（
Ｃ、Ｃ）は第１と第２の画像メモリ手段（Ｕ、Ｖ）の１
つに作動的に接続して、第１と第２のフィルタ手段（４
４、４６、５４、５６）によつてフィルタされるべき各
画素値に従つて第１と第２のフィルタ関数（Ｋ、Ｋ）を
変更することを特徴とする画像化装置。
（１８）二重エネルギーディジタルＸ線撮影による画像
化装置であつて、少なくとも高エネルギーと低エネルギーの放射線を発生
する放射線源（１０）と、被検者の選択された当該領域を横切る高エネルギーと低
エネルギーの放射線を別々に検出し、かつそこで受信さ
れた高エネルギーと低エネルギーの放射線の強さを表わ
すディジタル電子画素値を発生する放射線検出手段（１
８、２０）と、検出器手段（２０）に作動的に接続して
、当該領域の高エネルギー画像表示のための各画素に対
する高エネルギー放射線の強さを表わすディジタル電子
画素値を格納する高エネルギー画像メモリ手段（Ｖ）と
、検出器手段（１８）に作動的に接続して、当該領域の低
エネルギー画像表示のための各画素に対する低エネルギ
ー放射線の強さを表わすディジタル電子画素値を格納す
る低エネルギー画像メモリ手段（Ｕ）と、第１フィルタ関数（Ｋ）を１画素づつ高エネルギー画像
表示のディジタル値でフィルタし、そして第１フィルタ
関数（Ｋ）を１画素づつ低エネルギー画像表示のディジ
タル値でフィルタする第１コンボルバ手段（４４、４６
）と、高エネルギーと低エネルギーの画像表示のうちの少なく
とも１つの各画素のディジタル値に従つて、第１フィル
タ関数（Ｋ）の特徴を対応的に調整する第１フィルタ関
数変更手段（Ｃ）と、高エネルギーと低エネルギーの画
像表示の対応画素についてのフィルタされた値を、軟組
織特定基本画像の対応画素についてのディジタルグレイ
スケール値に変換する第１変換手段（４８）と、第１変換手段（４８）に作動的に接続して、軟組織基本
画像のグレイスケール値を格納する軟組織画像メモリ手
段（４２）と、第２フィルタ関数（Ｋ）を、高エネルギー画像表示のデ
ィジタル値でフィルタし、そして第２フィルタ関数（Ｋ
）を、低エネルギー画像表示のディジタル値でフィルタ
する第２コンボルバ手段（５４、５６）と、高エネルギーと低エネルギーの画像表示のうちの少なく
とも１つの各画素についてのディジタル値に従つて、第
２フィルタ関数（Ｋ）の特徴を対応的に調整する第２フ
ィルタ関数変更手段（Ｃ）と、第２コンボルバ手段（５４、５６）からの高エネルギー
と低エネルギーの画像表示の対応画素についてのフィル
タした値を骨特定基本画像の対応画素についてのディジ
タルグレイスケール値に変換する第２変換手段（５８）
と、および第２変換手段（５８）に作動的に接続して、
骨特定基本画像のグレイスケール値を格納する骨画像メ
モリ手段（５２）、とを備えていることを特徴とする画像化装置。
（１９）二重エネルギーディジタルＸ線撮影による画像
化装置であつて、各画素値が第１画像表示の画素に対応する、複数の画素
値を格納する第１画像メモリ（１０４）と、フィルタしようとする各画素の画素値に従つてフィルタ
関数（Ｋ、Ｋ）の特徴（Ａ、Ｂ）を選択し、かつ第１画
像メモリ（１０４）に作動的に接続しているフィルタ関
数変更手段（Ｃ、Ｃ）と、各選択された画素およびそれに隣接する画素の画素値に
、選択的に変更されたフィルタ関数（Ｋ、Ｋ）で作用し
、それによつて各画素がフィルタされるフィルタ関数（
Ｋ、Ｋ）はその画素値に従つて変化する第１フィルタ手
段（１１２、１１４）、とを備えていることを特徴とする前記二重エネルギーデ
ィジタルＸ線撮影による画像化装置。
（２０）特許請求の範囲第１９項記載の画像化装置であ
つて、さらに第２画像表示の画素値を格納する第２画像メモリ（１０
２）と、各選択された画素およびそれに隣接する画素に対する第
２画像メモリ（１０２）からの画素値に、選択的に変更
されたフィルタ関数（Ｋ、Ｋ）で作用し、それによつて
各第２画像メモリ（１０２）画素がフィルタされるフィ
ルタ関数（Ｋ、Ｋ）は第１画像メモリ（１０４）の対応
画素の画素値に従つて変化する第２フィルタ手段（１１
０、１１６）と、第１フィルタ手段（１１２、１１４）に作動的に接続し
て、そこからフィルタされた第１画像画素値を受信する
第１フィルタ画像メモリ手段（１２２、１２４）と、第２フィルタ手段（１１０、１１６）に作動的に接続し
て、そこからフィルタされた第２画像画素値を受信する
第２フィルタ画像メモリ手段（１２０、１２６）と、第１と第２のフィルタ画像メモリ手段（１２０、１２２
、１２４、１２６）に作動的に接続して、フィルタされ
た第１と第２の画像画素値を複合画像表示の対応する画
素値に変換する変換手段（１３０）と、および変換手段（１３０）に作動的に接続して、複合画像画素
値を格納する複合画像メモリ手段（１３４）、とを備え
ていることを特徴とする画像化装置。
（２１）特許請求の範囲第２０項記載の画像化装置であ
つてさらに、変換手段（１３０）によつて与えられる変形を選択的に
行なう変換変更手段（１３２）を備えており、該変換変
更手段（１３０）は第１と第２のフィルタ画像メモリ手
段（１２０、１２２、１２４、１２６）のうちの少なく
とも１つに作動的に接続して、その画素値に従つて変換
を選択的に行なうことを特徴とする画像化装置。