DE69129868T2

DE69129868T2 - Verfahren und Gerät zur Glättung von Bildern

Info

Publication number: DE69129868T2
Application number: DE69129868T
Authority: DE
Inventors: Wataru C/O Fuji Photo Film Co. Ltd. Ashigarakami-Gun Kanagawa-Ken Ito; Kazuo C/O Fuji Photo Film Co. Ltd Ashigarakami-Gun Kanagawa-Ken Shimura
Original assignee: Fuji Photo Film Co Ltd
Current assignee: Fujifilm Corp
Priority date: 1990-02-14
Filing date: 1991-02-13
Publication date: 1998-12-03
Anticipated expiration: 2011-02-14
Also published as: EP0689794A2; EP0689795B1; DE69129866T2; EP0689795A2; EP0689794A3; EP0689794B1; EP0442468A1; DE69119441T2; DE69129866D1; EP0442468B1; EP0689795A3; DE69119441D1; US5485371A; DE69129868D1

Description

Diese Erfindung betrifft Bildglättverfahren, die mit Verfahren zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes zu verwenden sind, sowie eine Vorrichtung zur Ausführung des Bildglättverfahren.

Beschreibung des Standes der Technik

Techniken zum Auslesen eines aufgezeichneten Strahlungsbildes zum Erhalten eines Bildsignals, bei denen eine angemessene Bildverarbeitung des Bildsignals erfolgt und dann ein sichtbares Bild unter Verwendung des verarbeiteten Bildsignals reproduziert wird, sind auf verschiedenen Gebieten bekannt. Beispielsweise wird ein Röntgenbild auf einem Röntgenfilm aufgezeichnet, der einen kleinen Gammawert aufweist, der entsprechend zum Typ der durchzuführenden Bildverarbeitung ausgewählt wird. Das Röntgenbild wird von dem Röntgenfilm ausgelesen und in ein elektrisches Signal umgewandelt. Dann wird das elektrische Signal (Bildsignal) verarbeitet und zur Reproduzierung des Röntgenbildes als sichtbares Bild in einem Kopierphotogerät oder dergleichen verwendet. Auf diese Weise kann ein sichtbares Bild mit guter Bildqualität, hohem Kontrast, hoher Schärfe und hoher Kömigkeit oder dergleichen reproduziert werden.
Es ist weiterhin bekannt, daß, wenn gewisse Arten von Phosphor Strahlung wie Röntgenstrahlung, a-Strahlung, ß-Strahlung, γ-Strahlung, Kathodenstrahlen oder UI- traviolettstrahlen ausgesetzt werden, diese einen Teil der Strahlungsenergie speichem. Wird dann der der Strahlung ausgesetzte Phosphor stimulierenden Strahlen von beispielsweise sichtbarem Licht ausgesetzt, gibt der Phosphor Licht proportional zur während des Belichtens durch die Strahlung gespeicherten Energiemenge ab. Ein Phosphor mit solchen Eigenschaften wird als stimulierbarer Phosphor bezeichnet. Wie in den US-Patentschriften 4,258,264, 4,276,473, 4,315,318 und 4,387,428 und der ungeprüften japanischen Patentveröffentlichung Nr.56(1981 )-11395 offenbart ist, wurde die Verwendung von stimulierbarem Phosphor in Systemen zur Strahlungsbildaufzeichnung und -reproduzierung vorgeschlagen. Insbesondere wird ein Blatt mit einer Schicht aus dem stimulierbaren Phosphor, im folgenden als stimulierbares Phosphorblatt bezeichnet, zuerst der Strahlung ausgesetzt, die durch ein Objekt, wie einen menschlichen Körper, hindurchgetreten ist. Auf diese Weise wird ein Strahlungsbild des Objekts auf dem stimulierbaren Phosphorblatt gespeichert. Wird dann dieses stimulierbare Phosphorblatt mit dem gespeicherten Strahlungsbild durch stimulierende Strahlen, wie einem Laserstrahl, abgetastet, emittiert der Phosphor Licht proportional zur während der Belichtung durch die Strahlung gespeicherte Energiemenge. Das von dem stimulierbaren Phosphorblatt bei dessen Stimulierung emittierte Licht wird photoelektrisch erfaßt und in ein elektrisches Bildsignal umgewandelt. Das Bildsignal wird dann während der Reproduktion des Strahlungsbildes des Objekts als sichtbares Bild auf einem Aufzeichnungsmedium, wie einem photographischen Film, einer Anzeigeeinrichtung, wie einer Kathodenstrahlröhre (CRT), oder dergleichen verwendet.
Systeme zur Strahlungsbildaufzeichnung und -reproduktion, die stimulierbare Phosphorblätter verwenden, sind gegenüber der bekannten Radiographie von Vorteil, die zur Photographie Silberhalogenidmaterialien verwenden, da Bilder selbst dann aufgezeichnet werden können, wenn die Energiemtensität der Strahlung, von der das stimulierbare Phosphorblatt belichtet wird, in einem weiteren Bereich variiert. Da die Lichtmenge, die das stimulierbare Phosphorblatt bei dessen Stimulierung emittiert, über einen weiten Bereich variiert und proportional zur während der Belichtung durch die Strahlung gespeicherten Energiemenge ist, kann ein Bild mit einer erwünschten Dichte erhalten werden, ohne Rücksicht auf die Energiemtensität der Strahlung, der das stimulierbare Phosphorblatt ausgesetzt war. Um die erwünschte Bilddichte zu erhalten, wird eine passende Auseseverstärkung eingestellt, wenn das emittierte Licht erfaßt und in ein elektrisches Signal (Bildsignal) umgewandelt wird, um bei der Reproduktion eines sichtbaren Bildes auf einem Aufzeichnungsmedium, wie einem photographischen Film oder einer Anzeigeeinrichtung (CRT) verwendet zu werden. Bei den Systemen zur Strahlungsbildaufzeichnung und -reproduktion, bei denen Aufzeichnungsmedien, wie Röntgenfilme oder stimulierbare Phosphorblätter verwendet werden, werden Subtraktionsverfahren für die Strahlungsbilder oft an den Bildsignalen durchgeführt, welche aus einer Vielzahl von Bildsignalen eines Objekts erfaßt wurden, welches Objekt auf den Aufzeichnungsmedien aufgezeichnet wurde.
Mit den Subtraktionsverfahren für Strahlungsbilder wird ein Bild erhalten, das einer Differenz zwischen einer Vielzahl von Strahlungsbildern eines Objekts entspricht, die unter unterschiedlichen Bedingungen aufgezeichnet wurden. Insbesondere wird eine Vielzahl unter verschiedenen Bedingungen aufgezeichneten Strahlungsbildem in vorbestimmten Abtastintervallen ausgelesen und eine Vielzahl von auf diese Weise erfaßten Strahlungsbildem werden in digitale Bildsignale umgewandelt, die die Strahlungsbilder darstellen. Die Bildsignalkomponenten der digitalen Bildsignale, die die Bildinformation darstellen, die an entsprechenden Abtastpunkten in den Strahlungsbildem aufgezeichnet wurden, werden dann voneinander subtrahiert. Ein Differenzsignal wird dadurch erhalten, das das Bild einer spezifischen Struktur oder eines Teils des Objekts darstellt, das auf den Strahlungsbildem wiedergegeben ist.
Allgemein wird die Subtraktionsverarbeitung entweder nach dem sogenannten Temporal(Zeitdifferenz)-subtraktionsverarbeitungsverfahren oder nach dem sogenannten Energiesubtraktionsverarbeitungsverfahren durchgeführt. Bei dem ersten Verfahren wird zum Erhalten eines Bildes einer spezifischen Struktur (beispielsweise eines Blutgefäßes) eines Objektes aus dem Bild des gesamten Objekts, daß ein Strahlungsbild darstellende Bildsignal, das ohne Injektion eines Kontrastmittels erhalten wurde, von dem Bildsignal subtrahiert, das ein Strahlungsbild darstellt, in dem das Bild der spezifischen Struktur (beispielsweise ein Blutgefäß) des Objekts durch Injektion eines Kontrastmittels hervorgehoben ist. Bei dem letzteren Verfahren wird als Charakteristik verwendet, da B eine spezifische Struktur eines Objekts unterschiedliche Niveaus von Strahlungsabsorption bezüglich der Strahlung mit unterschiedlichen Energieniveaus aufweist. Im Detail wird ein Objekt unterschiedlichen Arten von Strahlung mit unterschiedlichen. Energieniveaus ausgesetzt. Es wird eine Vielzahl von Strahlungsbildern dadurch erhalten, in denen unterschiedliche Bilder der spezifischen Struktur enthalten sind. Anschließend werden die die Vielzahl der Strahlungsbilder darstellenden Bildsignale angemessen gewichtet und einem Subtraktionsverfahren unterworfen, um das Bild der spezifischen Struktur zu extrahieren. Der Anmelder schlägt neuartige Energiesubtraktionsverarbeitungsmethoden zur Verwendung bei stimulierbaren Phosphorblättem in beispielsweise den US-Patentschriften Nr. 4,855,598 und 4,896,037 vor.
Eine Vielzahl von Strahlungsbildem, die einem Energiesubtraktionsverfahren unterworfen werden, werden im folgenden als "Originalbilder" bezeichnet. Ein ein Subtraktionsbild darstellendes Bildsignal wird durch Subtrahieren der Bildsignale voneinander erhalten, die den Originalbiem entsprechen. Folglich hat das dem Subtraktionsbild entsprechende Bildsignal ein geringeres Signal/Rauschverhältnis (S/N-Verhältnis) als die den Originaildem entsprechenden Bildsignale. Als nachteilig ergibt sich dabei, daß die Bildqualität des Subtraktionsbildes schlechter als die Bildqualität der Originalbilder ist.
Beispielsweise wird ein Energiesubtraktionsverfahren oft in der folgenden Weise durchgeführt. Ein Objekt, wie ein Oberkörper eines menschlichen Körpers, der aus weichen Geweben und Knochen zusammengesetzt ist, wird verschiedenen Arten von Strahlung mit unterschiedlichen Energieniveaus ausgesetzt und eine Vielzahl von Strahlungsbildern des Objekts werden auf diese Weise erhalten. Die Vielzahl von Strahlungsbildern wird ausgelesen und eine Vielzahl von Bildsignalen werden erzeugt, die den Strahlungsbildern entsprechen. Ein Energiesubtraktionsverfahren wird dann mit der Vielzahl von Bildsignalen durchgeführt. Aus dem Energiesubtraktionsverfahren erhält man ein Bildsignal des weichen Gewebes, das einem Bild des weichen Gewebes entspricht, das hauptsächlich aus Mustern der weichen Gewebe des Objekts zusammengesetzt ist. Alternativ wird ein Bildsignal eines Knochens erhalten, welches ein Knochenbild darstellt, das hauptsächlich aus Mustern der Knochen des Objekts zusammengesetzt ist. Anschließend wird das Weichgewebebild als ein sichtbares Bild aus dem Weichgewebebildsignal reproduziert oder das Knochensignal wird als sichtbares Bild aus dem Knochenbildsignal wiederhergestellt. In dem Weichgewebebild sind die Muster der Knochen entfernt worden. Daher werden Muster, die hinter den Knochenmustern oder durch die Knochenmuster der Originalbilder nicht nachweisbar waren, nachweisbarer in dem Weichgewebebild als in den Originalbildem. Ebenso sind in dem Knochenbild die Muster der weichen Gewebe entfernt worden. Folglich sind Muster, die hinter den Weichgewebemustern oder durch diese in den Originalbildern nicht erkennbar waren, besser erkennbar im Knochenbild als in den Originalbildern. Folglich kann ein Subtraktionsbild erhalten werden, welches gut für Diagnosezwecke brauchbar ist.
In der US-A-4,816,681 wird ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Verbesserung der Qualität eines Energiesubtraktionsbildes offenbart. Zwei oder mehr stimulierbare Phosphorblätter werden verwendet, um Strahlungsbilder eines Objekts zu erhalten, die ein Knochenbild und ein Weichgewebebild enthalten, und ein erstes Differenzsignal zur Bildung eines Bildes aus den Strahlungsbildern wird erhalten, in welchem das Knochensignal entfernt ist. Weiterhin wird ein zweites Differenzsignal zur Erzeugung eines Positionssignals verwendet, das einem Selektionsschaltkreis zugeführt wird, welcher das erste Differenzsignal oder das Originalbildsignal auswählt und sendet in Abhängigkeit von dem Wert des Positionssignals. Entsprechend wird ein Bild reproduziert, das aus zwei Bereichen besteht, die durch das Originalbildsignal und das erste Differenzsignal gebildet sind, welche gleichmäßig zusammengefa Bt werden.
Da das Weichgewebebild und das Knochenbild durch das Subtraktionsverfahren erhalten werden, tritt allerdings der Nachteil auf, daß in dem Weichgewebebild und in dem Knochenbild die Rauschanteile stärker als in den Originalbildern sind. Daraus ergibt sich, daß die Bildqualitat des Weichgewebebildes und des Knochenbildes bis jetzt nicht gut waren.
US-A-4 315 318 offenbart eine Bildglattungsvorrichtung, mit der ein Glättverfahren an einem Bildsignal ausgeführt wird, das aus einer Reihe Bildsignalkomponenten aufgebaut ist, die Bildkomponenten in einem Bild darstellen, wobei die genannte Vorrichtung umfaßt eine Mittelungseinrichtung zur Gewichtung der Werte der Bildsignalkomponenten des genannten Bildsignals, wobei die Bildkomponenten die Bildelemente darstellen, die zu einem vorbestimmten Bereich gehören, und zur Berechnung eines mittleren Pegelwerts der gewichteten Komponenten der Bildsignalkomponenten des genannten Bildsignals. Die US-A-4 315 318 offenbart auch ein Bildglättverfahren, mit dem ein Glattverfahren, das eine unscharfe Maske verwendet, an einem Bildsignal ausgeführt wird, das aus einer Reihe Bildsaignalkomponenten aufgebaut ist, die Bildkomponenten in einem Bild darstellen,

Zusammenfassung der Erfindung

Der Erfindung liegt daher die Hauptzielsetzung zugrunde, Bildglättverfahren zu schaffen, die mit einem Verfahren zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes zu verwenden sind, und mit dem ein Bild geglättet wird, so daß die Rander in dem Bild (d.h., Punkte an denen sich die Bilddichte scharf ändert, z.B. Grenzen bei Mustern mit einer Vielzahl Geweben eines Objekts) scharf beibehalten werden können und keine Artefakte in dem geglatteten Bild auftreten.
Die besondere Zielsetzung der vorliegenden Erfindung ist, eine Vorrichtung zur Durchführung des Bildglättverfahrens bereitzustellen.
Die Aufgaben werden durch die Merkmale der Ansprüche 1, 9 bzw. 17, 20 gelöst.
Vorteilhafte Ausführungsbeispiele der Erfindung werden in den Unteransprüchen offenbart.
Ein erstes Verfahren zur Bildung eines Energiesubraktionsbildes kann in verschiedenen, im wesentlichen identischen Weisen verkörpert werden. Beispielsweise kann das erste Verfahrens zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes in eine Vielzahl von Schritten unterteilt werden. Alternativ können die verschiedenen Operationen in unterschiedlicher Reihenfolge durchgefihrt werden.
Als Beispiel umfaßt eines der Ausführungsbeispiele die Schritte:
i) nachdem eine Vielzahl Strahlungsbilder eines Objekts auf einem Aufzeichnungsmedium durch Bestrahlen des Objekts mit mehreren Arten von Strahlung unterschiedlicher Energieniveaus aufgezeichnet worden sind, wobei das Objekt aus einer Vielzahl von Geweben zusammengesetzt ist, die unterschiedliche Niveaus der Stahlungsabsorption bez"glich der mehreren Arten von Strahlung mit unterschiedlichen Energieniveaus zeigen, und eine Vielzahl Originalbildsignale erfaßt worden ist, die der Vielzahl von Strahlungsbildern entsprechen,
Erzeugen eines ersten Bildsignals, das einem ersten Bild entspricht, das primär aus Mustern von ersten Geweben des Objekts zusammengesetzt ist, und eines zweiten Bildsignals, welches einem zweiten Bild entspricht, das hauptsächlich aus Mustern eines zweiten Gewebes des Objekts zusammengesetzt ist, aus der Vielzahl von Originalbildsignalen;
ii) Erzeugen eines Rauschbildsignals durch Verarbeiten des ersten Bildsignals, wobei das Rauschbildsignal einem Rauschbild entspricht, welches den Mustern der ersten Gewebe entspricht, und in welchem die hauptsächlich niedrige räumliche Frequenzen des ersten Bildsignals darstellenden Komponenten reduziert oder eliminiert wurden, und
iii) Erzeugen eines neuen zweiten Bildsignals durch Addition des Rauschbildsignals zum zweiten Biidsignal, wobei das neue zweite Bildsignal einem neuen zweiten Bild entspricht, das hauptsächlich aus den Mustern des zweiten Gewebes des Objekts zusammengesetzt ist.
Ein zweites Verfahren zur Bildung eines Energie-Subtraktionsbildes umfaßt die Schritte:
i) nach Aufzeichnung einer Vielzahl von Strahlungsbildern eines Objekts auf Aufzeichnungsmedien durch Bestrahlen mit unterschiedlichen Bestrahlungsarten mit unterschiedlichen Energieniveaus des Objekts, welches aus einer Vielzahl von Geweben mit unterschiedlichen Absorptionsniveau für Strahlung bezüglich der mehreren Strahlungsarten mit unterschiedlichen Energieniveau zusammengesetzt ist, Erfassen einer Vielzahl von Originalbildsignalen, die die Vielzahl von Bestrahlungsbildem darstellen, und
Durchführen eines ersten Prozesses zur Erzeugung eines ersten Bildsignals, das ein erstes primär aus Mustern der ersten Gewebe des Objekts zusammengesetztes Bild darstellt, aus der Vielzahl der Originalbildsignale,
ii) anschließend Durchführen eines zweiten Prozesses mit den folgenden Schritten:
a) Erzeugen eines ersten geglätteten Bildsignals durch Verarbeiten des ersten Bildsignals, wobei das erste geglättete Bildsignal ein erstes geglättetes Bild darstellt, in dem Rauschanteile des ersten Bildes reduziert sind, und
b) Erzeugen eines zweiten Bildsignals durch Subtrahieren des ersten geglätteten Bildsignals von einem Originalbildsignal, wobei das zweite Bildsignal ein zweites primär aus Mustern eines zweiten Gewebes des Objekts zusammengesetztes Bild darstellt, und
iii) anschließend Durchführen eines dritten Prozesses mit den folgenden Schritten:
a) Erzeugen eines zweiten geglätteten Bildsignals durch Verarbeiten des zweiten Bildsignals, wobei das zweite geglättete Bildsignal ein zweites geglättetes Bild darstellt, in dem Rauschanteile des zweiten Bildes reduziert sind, und
b) Erzeugen eines neuen ersten Bildsignals durch Subtrahieren des zweiten geglätteten Bildsignals von einem Originalbildsignal, wobei das neue erste Bildsignal ein neues erstes Bild hauptsächlich zusammengesetzt aus Mustern des ersten Gewebes des Objekts darstellt.
Ein Bild besserer Qualität kann erhalten werden, indem der zweite und dritte Prozess in dem zweiten Verfahren zur Bildung eines Energie-Subtraktionsbildes wiederholt werden. Insbesondere umfaßt ein drittes Verfahren zur Bildung eines Energie- Subtraktionsbildes die Schritte, nachdem die Prozesse in dem zweiten Verfahren zur Bildung eines Energie-Subtraktionsbildes ausgeführt worden sind, das Folgende einmal oder mehrmals zu wiederholen:
i) ein neuer zweiter Prozess zur Erzeugung eines neuen zweiten Bildsignals durch Durchführen des zweiten Prozesses, bei dem das genannte neue erste Bildsignal, das von dem genannten dritten Prozess erhalten wurde, als das genannte erste Bildsignal im zweiten Prozess genommen wird, das genannte neue zweite Bildsignal, das durch den genannten neuen zweiten Prozess erzeugt wird, ein neues zweites Bild darstellt, das primär aus Mustern der genannten zweiten Gewebe des Objekts zusammengesetzt ist,
und
ii) ein neuer dritter Prozess zur Erzeugung eines neuen ersten Bildsignals durch Durchführen des genannten dritten Prozesses, bei dem das genannte neue zweite Bildsignal als das genannte zweite Bildsignal im genannten dritten Prozess genommen wird, das durch der genannte neue dritte Prozess erzeugte neue erste Bildsignal ein neues erstes Bild darstellt, das primär aus Mustern der genannten ersten Gewebe des genannten Objekts zusammengesetzt ist.
Indem das zweite oder dritte Verfahren zur Bildung eines Energie-Subtraktionsbildes angewendet wird, kann ein neues zweites Bildsignal schließlich erzeugt werden, das ein neues zweites Bild darstellt, das primär aus Mustern der genannten ersten Gewebe des genannten Objekts zusammengesetzt ist. Insbesondere umfaßt ein viertes Verfahren zur Bildung eines Energie-Subtraktionsbildes die Schritte: nachdem die Prozesse des ersten oder zweiten Verfahrens durchgeführt worden sind,
Erzeugen eines neuen zweiten Bildsignals durch Durchführen des genannten zweiten Verfahrens oder des genannten neuen zweiten Verfahrens, indem das neue erste Bildsignal, das durch das genannte dritte Verfahren oder das genannte neue dritte Verfahren erhalten wurde, als das genannte erste Bildsignal in dem genannten zweiten Verfahren oder dem genannten neuen zweiten Verfahren eingesetzt wird, wobei das genannte neue zweite Bildsignal, das auf diese Weise als letztes erzeugt wurde, ein neues zweites Bild darstellt, das primär aus Mustern der genannten zweiten Gewebe des Objekts zusammengesetzt wird.
Jedes des zweiten bis vierten Verfahrens zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes enthält Schritte ähnlich denjenigen des ersten Verfahrens zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes. Weiterhin können andere Schritte, wie beispielsweise Rauschreduzierverfahren, vor oder nach dem ersten bis vierten Verfahren zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes durchgeführt werden.
Die Ausdrücke "erstes Bild" und "zweites Bild" ( oder die Ausdrücke "neues erstes Bild" und "neues zweites Bild"), wie sie hier bei dem ersten bis vierten Verfahren zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes verwendet werden, bezeichnen zwei Bilder, die durch ein Energiesubtraktionsverfahren erhalten wurden und in welchen die Muster unterschiedlicher Gewebe eines einzigen Objekts hervorgehoben oder in welchen nur solche Muster dargestellt sind. Das erste Bild und das zweite Bild (oder das neue erste Bild und das neue zweite Bild) sind nicht auf spezifische Bilder beschränkt. Beispielsweise kann das erste Bild und das zweite Bild (oder das neue erste Bild und das neue zweite Bild) ein Weichgewebebild oder ein Knochenbild sein. Alternativ, in Fällen wo das Objekt eine Brust eines menschlichen Körpers ist, können das erste Bild und das zweite Bild (oder das neue erste Bild und das neue zweite Bild) ein Bild sein, in denen Muster der Brustdrüsen hervorgehoben sind, und ein Bild sein, in denen das Muster eines malignen Tumors hervorgehoben ist.
Das erste bis vierte Verfahren zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes basiert auf der Feststellung, daß das einem Subtraktionsbild entsprechende Bildsignal ein geringeres Signallrauschverhältnis als die den Originalbildern entsprechenden Bildsignale aufweist, da daß einem Subtraktionsbild entsprechende Bildsignal durch Subtraktion der den Originalbildern entsprechenden Bildsignale voneinander erhalten wird.
Insbesondere wird mit dem ersten Verfahren zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes das erste Bildsignal, das einem ersten hauptsächlich aus Mustern von ersten Geweben des Objekts zusammengesetzten Bildsignal entspricht, durch Ausführen eines Subtraktionsverfahrens mit der Vielzahl von Originalbildsignalen erzeugt. Das erste geglättete Bildsignal wird dann durch Verarbeiten des ersten Bildsignals erzeugt. Das erste geglättete Bildsignal entspricht einem ersten geglätteten Bild, in dem Rauschanteile des ersten Bildes reduziert oder eliminiert wurden. Anschließend wird das erste geglättete Bildsignal von einem Originalbildsignal subtrahiert und dadurch ein zweites Bildsignal erzeugt, das einem zweiten Bild entspricht, das hauptsächlich aus Mustern von zweiten Geweben des Objekts zusammengesetzt ist. Daher kann ein zweites Bild erhalten werden, in dem Rauschen auf ungefähr das gleiche Niveau wie bei den Originaildern reduziert wurde und welches eine gute Bildqualität aufweist. Dieses Bild kann als effektives Werkzeug insbesondere bei der effizienten und genauen Diagnose einer Krankheit eingesetzt werden.
Um ein zweites Bild mit guter Bildqualität zu erhalten, ist es notwendig, daß beim Erzeugen des ersten geglätteten Bildsignals, das dem ersten geglätteten Bild entspricht, die Signalkomponenten des ersten Bildsignals, die Mustern von ersten Geweben des Objekts entsprechen, beibehalten werden können und nur die Rauschkomponenten des ersten Bildsignals eliminiert werden. Allerdings ist ein Teil der Raumfrequenzkomponenten entsprechend zu den Mustern der ersten Gewebe und ein Teil der Raumfrequenzkomponenten entsprechend zu den Rauschkomponenten identisch miteinander. Selbst wenn ein nichtlinearer Filter verwendet wird, der so viele Rauschkomponenten wie möglich eliminiert, können daher die Rauschkomponenten und die Signalkomponenten des ersten Bildsingals, die Muster von ersten Geweben des Objekts darstellen, nicht vollständig voneinander getrennt werden.
Gemäß dem zweiten bis vierten Verfahren zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes wird, statt darauf abzuzielen, die Rauschkomponenten nur mit einem einzigen Rauschverringerungsverfahren auszuschließen, eine Vielzahl Rauschverringerungsverfahren sequentiell so ausgeführt, daß ein Bild erhalten werden kann, in dem Rauschen verringert worden ist und gute Bildqualität aufweist und als ein wirkungsvolle Werkzeug, inbesondere bei der wirkungsvollen und genauen Diagnose einer Krankheit dienen kann.
Insbesondere wird mit dem zweiten Verfahren zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes ein Rauschverringerungsverfahren an dem ersten Signal ausgeführt, um ein erstes geglättetes Bildsignal zu erzeugen, bei dem die Rauschkomponenten des ersten Bildes verringert worden sind. Das zweite Bilssignal wird dann erzeugt, indem das erste geglättete Bildsignal von einem ursprünglichen Bildsignal subtraiert wird. Danach wird ein Rauschverringerungsverfahren an dem zweiten Bildsignal ausgeführt, um das zweite geglättete Bildsignal zu erzeugen, das ein zweites geglättetes Bild darstellt, in dem die Rauschkomponenten des zweiten Bildes verringert worden sind. Das erste Bilssignal wird dann erzeugt, indem das zweite geglättete Bildsignal von einem ursprünglichen Bildsignal subtrahiert wird.
Durch zwei das Rauschen verringernde Vorgänge können Rauschkomponenten in angemessener Weise verringert werden. Deshalb kann ein Bild erhalten werden, das weniger Rauschen enthält und das eine bessere Bildqualität aufweist und als ein wirkungsvolleres Werkzeug, inbesondere bei der wirkungsvollen und genauen Diagnose einer Krankheit dienen kann, als das das erste Verfahren zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes.
Bei dem dritten Verfahren zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes werden die Schritte des zweiten Verfahrens zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes wiederholt ausgeführt, damit mehr Rauschkomponenten verringert werden können. Die jeweiligen Rauschverringerungsprozesse können mit geeignete Verfahrensweisen zugeteilt werden. Deshalb kann ein Bild erhalten werden, bei dem Rauschkomponenten sogar weiter verringert worden sind.
Bei dem vierten Verfahren zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes wird, nachdem die Schritte des zweiten und dritten Verfahrens zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes ausgeführt worden sind, ein Rauschverringerungsprozess an dem ersten Bildsignal ausgeführt, das durch das zweite oder dritte Verfahren zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes gemäß der vorliegenden Erfindung gebildet worden ist. Auf diese Weise wird ein neues erstes geglättetes Signal erzeugt. Danach wird das neue erste geglättete Signal von einem Originalbildsignal subtrahiert. Demgemäß kann das neue zweite Bild erhalten werden, in dem Rauschkomponenten verringert worden sind.
Die vorliegende Erfindung schafft ein erstes Bildglättverfahren, mit dem ein Glät tungsverfahren an einem Bildsignal ausgeführt wird, das aus einer Reihe Bildsignalkomponenten gebildet ist, die Bildelemente in einem Bild darstellen, wobei das Bildglättverfahren die Schritte umfaßt:
i) Erzeugen einer Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion von Bildsignalkomponenten eines Bildsignals QL, welches Bildelementen entspricht, die einem ein vorbestimmtes Element umgebenden, vorbestimmten Bereich angehören, wobei jedes Bildelement des Bildes als das vorgewählte Bildelement genommen wird;
ii) Berechnen von Werten einer Funktion g(QL), welche der Auftrittshäufigkeit von Werten der Bildsignalkomponenten in einem Bildsignal entspricht, welches Bildsignal verarbeitet wurde, wobei die Berechnung nach der folgenden Formel durchgeführt wird
g(QL) = h(QL) x f(QL - QC) ....(1)
wobei h(QL) die Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion darstellt, die angibt, wie häufig Bildsignalkomponenten in dem Bildsignal QL auftreten, f(QL) eine Funktion darstellt, deren Werte monoton abnehmen, wenn der Absolutwert QL des Bildsignals QL anwächst und wobei QC den Wert der Bildsignalkomponente entsprechend zum vorbestimmten Bildelement darstellt;
iii) Wichten der Werte der Bildsignalkomponenten des Bildsignals QL, welche Bildsignalkomponenten den zu dem vorbestimmten Bereich zugehörigen Bildelementen entsprechen, wobei die Werte der Funktion g(QL) angeben, wie oft die Werte der Bildsignalkomponenten des verarbeiteten Bildsignals auftreten;
iv) Berechnen eines Mittelwerts QC' der gewichteten Werte der Bildsignalkomponenten des Bildsignals QL, und
v) Verwenden des Mittelwertes QC' anstelle des Wertes QC der Bildsignalkomponente, welche das vorbestimmte Bildelement darstellt, als Wert der das vorbestimmte Bildelement darstellenden Bildsignalkomponente.
Die vorliegende Erfindung schafft des weiteren ein zweites Bildglättverfahren mit dem ein Glättungsprozess an einem Bildsignal ausgeführt wird, das aus einer Reihe Bildsignalkomponenten aufgebaut ist, die Bildelemente in einem Bild darstellen, das Bildglättverfahren umfaßt die folgenden Schritte:
Auffinden von Bildsignalkomponenten eines Bildsignals, welche zu einem vorbestimmten Bereich gehörige Bildsignalelemente darstellen, welcher Bereich ein vorbestimmtes Bildelement umgibt, wobei jedes der Bildelemente in einem Bild als vorbestimmtes Bildelement ausgewählt wird, aus Bildsignalkomponenten mit Werten innerhalb eines Bereichs von einem Wert, der um einen vorbestimmten Wert geringer als der Wert QC der Bildsignalkomponente ist, welche dem vorbestimmten Bildelement entspricht, bis zu einem Wert, welcher um einen vorbestimmten Wert größer als der Wert QC der Bildsignalkomponente ist, die dem vorbestimmten Bildelement entspricht;
Berechnen eines Mitteiwertes QC' der Werte der Bildsignalkomponenten, die folglich bestimmt wurden, und
iii) Verwenden des Mittelwertes QC' anstelle des Wertes QC der Bildsignalkomponente, die dem vorbestimmten Bildelement entspricht, als Wert für die Bildsignalkomponente, die dem vorbestimmten Bildelement entspricht.
Bei dem ersten und zweiten Bildglättverfahren gemäß der vorliegenden Erfindung kann der das vorbestimmte Bildelement umgebende vorbestimmte Bereichs ein Bereich sein, der das vorbestimmte Bildelement enthält und um dieses herum gebildet ist. Alternativ kann der das vorbestimmte Bildement umgebende vorbestimmte Bereich ein Bereich sein, der einen das vorbestimmte Bildelement enthaltenden und zu diesem benachbarten Bereich nicht enthält, aber den benachbarten Bereich umgibt. In solchen Fällen, in denen beispielsweise Kanten des Bildes (d.h., Punkte, in denen sich die Bilddichte abrupt ändert, was Grenzen zwischen Mustern einer Vielzahl von Geweben des Objekts entspricht) sich nur entlang spezifischer Richtungen erstrekken, muß der Bereich, der den benachbarten Bereich umgibt, nicht notwendigerweise die gesamte Umrandung des benachbarten Bereichs umgeben.
Das erste Bildglättverfahren gemäß der vorliegenden Erfindung kann mit einer ersten Bildgättungsvorrichtung gemäß der Erfindung ausgeführt werden. Insbesondere schafft die vorliegende Erfindung schafft des weiteren eine erste Bildglättvorrichtung, mit der ein Glättungsverfahren an einem Bildsignal ausgeführt wird, das aus einer Reihe Bildsignalkomponenten gebildet ist, die Bildelemente in einem Bild darstellen, wobei die Bildglättungsvorrichtung umfaßt:
i) Wahrscheinlichkeitsdichtefunktions-Operationseinrichtung zum Erzeugen einer Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion von Bildsignalkomponenten eines Bildsignals QL, welche Bildelemente darstellen, die einem ein vorbestimmtes Element umgebenden, vorbestimmten Bereich angehören, wobei jedes Bildelement des Bildes als das vorgewählte Bildelement genommen wird;
ii) Wahrscheinlichkeitsdichtefunktions-Berechnungseinrichtung zum Berechnen der Werte einer Funktion g(QL), welche der Auftrittshäufigkeit von Werten der Bildsignalkomponenten in einem Bildsignal darstellt, welches Bildsignal verarbeitet wurde, wobei die Berechnung nach der folgenden Formel
g(QL) = h(QL) x f(QL - QC)
wobei h(QL) die Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion darstellt, die angibt, wie häufig Bildsignalkomponenten in dem Bildsignal QL auftreten, f(QL) eine Funktion darstellt, deren Werte monoton abnehmen, wenn der Absolutwert QL des Bildsignals QL anwächst und wobei QC den Wert der Bildsignalkomponente entsprechend zum vorbestimmten Bildeement darstellt; und
iii) eine Mittengseinrichtung zum
Wichten der Werte der Bildsignalkomponenten des Bildsignals QL, welche Bildsignalkomponenten den zu dem vorbestimmten Bereich zugehörigen Bildelementen entsprechen, wobei die Werte der Funktion g(QL) angeben, wie oft die Werte der Bildsignalkomponenten des verarbeiteten Bildsignals auftreten; und
Berechnen eines Mittelwerts QC' der gewichteten Werte der Bildsignalkomponenten des Bildsignals QL.
Das zweite Glättverfahren gemäß der vorliegenden Erfindung kann mit einer zweiten Bildgättungsvorrichtung gemäß der Erfindung ausgeführt werden. Insbesondere schafft die vorliegende Erfindung schafft des weiteren eine zweite Bildglättungsvorrichtung, mit der ein Glättverfahren an einem Bildsignal ausgeführt wird, das aus einer Reihe Bildsignalkomponenten gebildet ist, die Bildelemente in einem Bild darstellen,
die Bildglättungsvorrichtung umfaßt eine Mittelungseinrichtung für
Bildsignalkomponenten des Bildsignals, welche zu einem vorbestimmten Bereich gehörige Bildsignalelemente darstellen, welcher Bereich ein vorbestimmtes Bildelement umgibt, wobei jedes der Bildelemente in einem Bild als vorbestimmtes Bildelement ausgewählt wird, zum Auffinden der Bildsignalkomponenten mit Werten innerhalb eines Bereichs von einem Wert, der um einen vorbestimmten Wert geringer als der Wert QC der Bildsignalkomponente ist, welche dem vorbestimmten Bildelement entspricht, bis zu einem Wert, welcher um einen vorbestimmten Wert größer als der Wert QC der Bildsignalkomponente ist, die dem vorbestimmten Bildelement entspricht; und zum Berechnen eines Mittewertes QC' der Werte der Bildsignalkomponenten, die folglich gefunden wurden.
Bei der ersten und zweiten Bildglättungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung kann der das vorbestimmte Bildement umgebende vorbestimmte Bereichs ein Bereich sein, der das vorbestimmte Bildelement enthält und um dieses herum gebildet ist. Alternativ kann der das vorbestimmte Bildeement umgebende vorbestimmte Bereich ein Bereich sein, der einen das vorbestimmte Bildelement enthaltenden und zu diesem benachbarten Bereich nicht enthält, aber den benachbarten Bereich umgibt. In solchen Fällen, in denen beispielsweise Kanten des Bildes sich nur entlang spezifischer Richtungen erstrecken, muß der Bereich, der den benachbarten Bereich umgibt, nicht notwendigerweise die gesamte Umrandung des benachbarten Bereichs umgeben.
Bei dem ersten Glättverfahren und der ersten Bildglättungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung muß sich der Wert der Funktion f(QL) nicht notwendigerweise für jeden Absolutwert QL des Bildsignals QL ändern. Ebenso muß er sich nicht für einen bestimmten Bereich der absoluten Werte QL des Bildsignals QL ändern. Weiterhin kann die Funktion f(QL) beispielsweise die Form einer Normalverteilung, einer Dreieckverteilung oder einer Trapezverteilung in Abhängigkeit des Konzepts hinter dem Entwurf annehmen.
Weiter gibt es keine Einschränkung, in welcher Weise die Werte der Bildsignalkomponenten des Bildsignals QL mit den Werten der Funktion g(QL) gewichtet werden. Beispielsweise kann die Wichtung nach der Formel g(QL) QL oder {g(QL)}² QL durchgeführt werden.
Bei dem ersten und zweiten Bildglättverfahren gemäß der vorliegenden Erfindung und der ersten und zweiten Bildglättungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung ist der Mittelwert nicht auf einen Mittelwert (arithmetischer Mittelwert) begrenzt, sondern kann ebenso der geometrische Mittelwert, der Medianwert oder dergleichen sein.
Im allgemeinen haben Teile eines Bildes, die auf beiden Seiten einer Kante in dem Bild lokalisiert sind, unterschiedliche Pegel der mittleren Bilddichte (d.h., der Mittelwert der Werte der Bildsignalkomponenten, die einem der Teile des Bildes entsprechen, und der Mittelwert der Werte der Bildsignalkomponenten, der dem anderen Teil des Bildes entspricht, sind unterschiedlich zueinander). In solchen Fällen, treten eine Vielzahl von vorspringenden Teilen in der Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion auf, wenn die Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion der Bildsignalkomponenten des Bildsignals QL geplottet wird, welche Bildsignalkomponenten den Bildelementen entsprechen, die zu einem vorbestimmten Bereich in der Nachbarschaft der Kante gehören.
Bei mit dem ersten Glättverfahren und der ersten Bildglättungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung wird die Funktion f(QL) angewendet, wobei deren Wert monoton abnimmt, wenn der Absolutwert QL des Bildsignals QL anwächst. Anschließend werden die Werte der Funktion g(QL), die darstellen, wie oft die Werte der Bildsignalkomponenten des verarbeiteten Bildsignals auftreten, durch Formel (1) berechnet. Daher besteht die Funktion g(QL) typischerweise, wenn sie geplottet wird, nur aus dem vorspringenden Teil, zu dem die Bildsignalkomponente mit dem Wert von QC, die das vorbestimmte Bildelement darstellt, gehört. Selbst wenn das vorbestimmte Bildelement sehr nahe bei der Kante lokalisiert ist, können demgemäß nur die Bildsignalkomponenten entsprechend zu dem Bereich, zu dem das vorbestimmte Bildelement gehört, übereinstimmend zu der Seite der Kante gefunden werden, auf der das vorbestimmte Bildeement lokalisiert ist. Bei dem ersten Bildglättverfahren und der ersten Bildglättungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung werden die Bildsignalkomponenten entsprechend zu dem Bereich, zu dem das vorbestimmte Bildelement gehört, auf diese Weise gefunden. Dann wird der Mittelwert QC' der Werte der Bildsignalkomponenten entsprechend zu dem Bereich berechnet, zu dem das vorbestimmte Bildelement gehört. Anschließend wird der Wert QC' als der Wert der Bildsignalkomponente verwendet, die das vorbestimmte Bildelement darstellt. Dann kann das Glättverfahren so durchgeführt werden, daß Kanten in dem Bild scharf bleiben und keine Artefakte in dem geglätteten Bild auftreten.
Wie oben beschrieben, wird bei dem ersten Glättverfahren und der ersten Bildglättungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung die Berechnung nach Formel (1) durchgeführt, so daß nur der vorspringende Teil, zu dem die Bildsignalkomponente mit dem Wert QC gehört, die das vorbestimmte Bildelement darstellt, von einer Vielzahl von vorspringenden Teilen in der Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion extrahiert werden kann. Alternativ können mit dem zweiten Glättverfahren und der zweiten Bildglättungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung von den Bildsignalkomponenten des Bildsignals, welches zu einem vorbestimmten Bereich um ein vorbestimmtes Bildelement zugehörige Bildelemente darstellt, die Bildsignalkomponenten mit Werten, die innerhalb eines Wertebereichs fallen, der um einen vorbestimmten Wert kleiner als der Wert QC der Bildsignalkomponente sind, die das vorbestimmte Bildelement darstellt, bis zu einem Wert, der um einen vorbestimmten Wert größer als der Wert QC der Bildsignalkomponente ist, die das vorbestimmte Bildelement darstellt, gefunden werden. Danach wird eine Berechnung durchgeführt, um den Mittelwert QC' der Werte der Bildsignalkomponenten zu finden, die folglich aufgefunden wurden. Insbesondere wird eine Berechnung durchgeführt, um den Mittelwert QC' der Werte der Bildsignalkomponenten zu finden, die Werte relativ nahe zum Wert QC der Bildsignalkomponente aufweisen, die dem vorbestimmten Bildelement entspricht. Folglich können durch Durchführen einer weitaus einfacheren Operation als der Formel (1) Effekte erhalten werden, die im wesentlichen identisch zum Extrahieren nur des vorspringenden Teils sind, zu dem die Bildsignalkomponente mit dem Wert QC gehört, welche das vorbestimmte Bildelement darstellt. Dabei ist dieser vorspringende Teil aus einer Vielzahl von vorspringenden Teilen der Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion extrahiert. Der Mittelwert QC' wird als der Wert der Bildsignalkomponente verwendet, die dem vorbestimmten Bildelement entspricht. Demgemäß kann das zweite Glättverfahren so durchgeführt werden, daß Kanten in dem Bild scharf bleiben und keine Artefakte in dem geglätteten Bild auftreten. Weiterhin kann das Glättverfahren schneller als das erste Bildglättverfahren und die ersten Bildglättungsvorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung durchgeführt werden.
Während einer einzigen Operation, mit der der Mittelwert QC' für jedes vorbestimmte Bildelement berechnet wird, werden die Bildsignalkomponenten des Bildsignals verwendet, die Bildelemente darstellen, die zu einem vorbestimmten Bereich um das vorbestimmte Bildelement gehören. Wie oben beschrieben, kann ein Bereich, der das vorbestimmte Bildelement enthält und um das vorbestimmte Bildelement herum gebildet ist, als vorbestimmter Bereich eingesetzt werden. Allerdings sollte ein Bereich, der einen Nachbarbereich nicht enthält, aber diesen umgibt, wobei der Nachbarbereich das vorbestimmte Bildelement enthält und dieses umgibt, vorzugsweise als vorbestimmter Bereich eingesetzt werden. In solchen Fällen, selbst wenn das vorbestimmte Bildelement in Nachbarschaft einer Kante des Bildes liegt, wird der Anteil des Teils der Kante, die in den vorbestimmten Bereich kommt, relativ klein, und ein etwas von der Kante beabstandeter Bereich kommt in relativ hohem Anteil in den vorbestimmten Bereich. Deshalb sind eine Vielzahl von vorspringenden Teilen relativ weit beabstandet voneinander bei der Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion der Bildsignalkomponenten, die dem vorbestimmten Bereich entsprechen. Als Ergebnis kann nur der vorstehende Teil, zu dem die Bildsignalkomponente mit dem Wert QC gehört, die das vorbestimmte Bildelement darstellt, genauer von der Vielzahl von vorspringenden Teilen in der Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion extrahiert werden. Entsprechend kann das Glättverfahren genauer durchgeführt werden, wobei die Kanten im Bild scharf bleiben.
Im folgenden wird die Erfindung anhand der in der Zeichnung beigefügten Figuren näher erläutert und beschrieben.
Es zeigen:
Fig. 1 ein Flußdiagramm zur Darstellung der Verarbeitungen bei einem Ausführungsbeispiel zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes, welche mit einem Bildverarbeitungs- und -anzeigegerät durchgeführt werden können; Fig. 2 einen Graphen zur Darstellung von räumlichen Frequenzspektren eines Knochenbildes und eines diesem entsprechenden Bildes, das durch Verarbeiten des Knochenbildsignals erhalten wurde;
Figuren 3A und 3B Graphen zur Darstellung von Beispielen für Wahrscheinlichkeitsdichtefunktionen der Bildsignalkomponenten, welche eine Vielzahl von Bildelementen darstellen, die zu einem vorbestimmten Bereich mit einem vorbestimmten Bildelement in ihrer Mitte gehören;
Fig. 4 einen Graphen zur Darstellung eines Beispiels einer Funktion, bei der die Differenz zwischen dem Wert eines Bildsignals S1 und dem Wert S1' einer Bildsignalkomponente, die einem vorbestimmten Bildelement in der Mitte eines vorbestimmten Bereichs entspricht, als Variable dient;
Fig. 5 ein Flußdiagramm zur Darstellung die Verarbeitungen bei einem anderen Ausführungsbeispiel eines Verfahrens zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes, welche Verarbeitungen im wesentlichen identisch zu denen der Fig. 1 sind und mit einem Bildverarbeitungs- und -anzeigegerät durchgeführt werden können;
Fig. 6 ein Flußdiagramm zur Darstellung von Prozessen in einem Ausführunsbeispiel eines weiteren Verfahrens zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes;
Figuren 7A bis 7M Graphen zur Darstellung von Profilen der Bilder, die in Fig. 6 dargestellt sind, entlang einer vorbestimmten Richtung; Fig. 8 ein Flußdiagramm zur Darstellung des Verfahrens in einem noch weiteren Ausführungsbeispiel eines Verfahrens zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes, welche Prozesse im wesentlichen identisch zu denen nach Fig. 6 sind;
Fig. 9 eine schematische Darstellung eines Röntgenstrahlbildaufzeichnungsgerätes;
Fig. 10 eine perspektivische Ansicht eines Röntgenstrahlbildauslesegerätes und eines Bildverarbeitungs und -darstellungsgerates, in welchem ein Ausführungsbeispiel des Verfahrens zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes verwendet wird;
Fig. 11 eine erläuternde Darstellung eines Beispiels eines vorbestimmten Bereichs in einem Röntgenbild, das durch ein Bildsignal SD dargestellt ist;
Figuren 12A und 12B Graphen zur Darstellung von Beispielen von Wahrscheinlichkeitsdichtefunktionen von Bildsignalkomponenten, welche eine Vielzahl von Bildelementen darstellen, die zu einem vorbestimmten Bereich mit einem vorbestimmten Bildelement in der Mitte gehören;
Fig. 13 einen Graphen zur Darstellung eines Beispiels einer Funktion, bei der der Wert eines Bildsignals SD als Variable dient;
Fig. 14 eine schematische Darstellung eines Röntgenstrahlbildaufzeichnungsgerätes;
Fig. 15 eine erläuternde Darstellung eines vorbestimmten Bereichs D2 in einem Röntgenbild;
Fig. 16 einen Graphen zur Darstellung eines Beispiels einer Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion für Bildsignalkomponenten eines Bildsignals SD, welches einer Vielzahl von Bildelementen entspricht, die zu einem vorbestimmten Bereich D2 nach Fig. 15 gehören, wobei ein vorbestimmtes Bildelement P0 in Nachbarschaft einer Kante des Röntgenbildes angeordnet ist; und Fig. 17 eine erläuternde Ansicht zur Darstellung eines Beispiels eines vorbestimmten Bereichs in einem Röntgenbild.
Bei den im folgenden beschriebenen Ausführungsbeispielen werden Röntgenbilder auf stimulierbaren Phosphorblättern gespeichert.
Fig. 9 zeigt eine schematische Darstellung eines Röntgenbildaufzeichnungsgerätes 1.
Dabei werden Röntgenstrahlen 3 durch eine Röntgenröhre 2 des Röntgenbildaufzeichnungsgerätes 1 erzeugt und bestrahlen ein Objekt 4 (in diesem Fall die Brust eines Menschen). Röntgenstrahlen 3a, die durch das Objekt 4 hindurchgetreten sind, treffen auf ein erstes stimulierbares Phosphorblatt 5 auf. Die Komponenten mit vergleichsweise niedriger Energie der Röntgenstrahlen 3a werden in dem ersten stimulierbaren Phosphorblatt 5 gespeichert. Auf diese Weise wird ein Röntgenbild des Objekts 4 auf dem ersten stimulierbaren Phosphorblatt 5 gespeichert. Röntgenstrahlen 3b, die durch das erste stimulierbare Phosphorblatt 5 hindurchgetreten sind, treten anschließend durch ein Filter 6 zum Ausfiltern der niedrigenergetischen Komponenten der Röntgenstrahlen hindurch. Röntgenstrahlen 3c, die durch das Filter 6 hindurchgetreten sind und hochenergetische Komponenten enthalten, treffen auf ein zweites stimulierbares Phosphorblatt 7 auf. Auf diese Weise wird ein Röntgenbild des Objekts 4 auf dem zweiten stimulierbaren Phosphorblatt 7 gespeichert. Während der Bildaufzeichnungsoperation werden Markierungen 8,8 auf dem Objekt 4 angeordnet. Die Bilder der Markierungen 8,8 werden bei der Justierung der Positionen der beiden Röntgenbilder verwendet, so daß die beiden Röntgenbilder miteinander zusammenfallen.
Bei dem Röntgenbildaufzeichnungsgerat 1 werden die Röntgenbilder auf erstem stimulierbaren Phosphorblatt 5 und zweitem stimulierbaren Phosphorblatt 7 durch eine einzige Aufzeichnungsoperation abgespeichert. Alternativ könnten die beiden Röntgenstrahlbilder eins nach dem anderen mit zwei unterschiedlichen Aufzeichnungsoperationen aufgezeichnet werden.
Fig. 10 ist eine perspektivische Ansicht eines Röntgenstrahlbildauslesegerätes 10 und eines Bildverarbeitungs- und -darstellungsgerätes 30, bei dem ein Ausführungsbeispiel des Verfahrens zum Bilden eines Energiesubtraktionsbildes angewendet wird. Nachdem das erste und zweite Röntengenstrahlbild entsprechend auf dem ersten und zweiten stimulierbaren Phosphorblatt 5, 7 in dem Röntgenstrahlbildaufzeichnungsgerät 1 nach Fig. 9 aufgezeichnet worden sind, werden das erste stimulierbare Phosphorblatt 5 und das zweite stimulierbare Phosphorblatt 7 eins nach dem anderen in einer vorbestimmten Position in dem Röntgenstrahlbildauslesegerät 10 nach Fig. 10 angeordnet. Auf welche Weise das erste Röntgenstrahlbild bzw. Röntgenbild von dem ersten stimulierbaren Phosphorblatt 5 ausgelesen wird, wird im folgenden beschrieben.
Nach Fig. 10 wird das erste stimulierbare Phosphorblatt 5 in einer Unterabtastrichtung durch eine Transporteinrichtung 15 in Pfeilrichtung Y bewegt. Die Transporteinrichtung ist durch ein Endlosband oder dergleichen gebildet und wird durch eine nicht dargestellte Betätigungseinrichtung betrieben. Ein Laserstrahl 17, der stimulierende Strahlung abgibt, wird durch die Laserstrahlquelle 16 erzeugt. Der Laserstrahl 17 wird reflektiert und abgelenkt durch einen drehenden Polygonspiegel 19, der durch einen Motor 18 in Richtung des Pfeils Z schnell gedreht wird. Anschließend tritt der Laserstrahl 17 durch eine Sammellinse 20 hindurch, die durch eine f8-Linse oder dergleichen gebildet ist. Die Richtung des optischen Pfades des Laserstrahls 17 wird dann durch einen Spiegel 21 geändert und der Laserstrahl 17 trifft auf das erste stimulierbare Phosphorblatt 5 auf, wobei er dieses in einer Hauptabtastrichtung entlang Pfeil X abtastet. Die Hauptabtastrichtung ist im wesentlichen senkrecht zur Unterabtastrichtung nach Pfeil Y. Wird das erste stimulierbare Phosphorblatt 5 durch den Laserstrahl 17 belichtet, emittiert der belichtete Bereich des ersten stimulierbaren Phosphorblattes 5 Licht 22 in einer Menge proportional zur Menge der während der Belichtung mit Röntgenstrahlen abgespeicherten Energie. Das emittierte Licht 22 wird durch einen Lichtleiter 23 geführt und photoelektrisch durch einen Photovervielfacher 24 erfaßt. Der Lichtleiter 23 weist eine lineare Lichteintrittsfläche 23a auf, die sich entlang der Hauptabtastrichtung des ersten stimulierbaren Phosphorblattes 5 erstreckt. Weiterhin weist er eine ringförmige Lichtaustrittsfläche 23b auf, die in enger Nachbarschaft zu einer Lichtempfangsfläche des Photovervielfachers 24 angeordnet ist. Das emittierte Licht 22, das in den Lichtleiter 23 über seine Lichteintrittsfläche 23a eingetreten ist, wird durch wiederholte Totaireflektion durch das Innere des Lichtleiters 23 geführt, tritt aus dessen Lichtaustrittsfläche 23b aus und wird von dem Photovervielfacher 24 empfangen. Auf diese Weise wird die Menge des emittierten Lichts 22, welche Menge dem auf dem ersten stimulierbaren Phosphorblatt 5 gespeichertem Röntgenbild entspricht, durch den Photovervielfacher 24 in ein elektrisches Signal umgewandelt. Ein von dem Photovervielfacher 24 erzeugtes Analogsignal 5 wird durch einen logarithmischen Verstärker 25 logarithmisch verstärkt und einem AID-Wandler 26 zugeführt. Der ND-Wandler 26 tastet das Analogsignal 5 ab und dieses wird in ein digitales Bildsignal SD umgewandelt. Das auf diese Weise erhaltene Bildsignal SD entspricht dem ersten Röntgenbild, das auf dem ersten stimulierbaren Phosphorblatt 5 gespeichert war und wird im folgenden als erstes Bildsignal SO1 bezeichnet. Dieses erste Bildsignal SO1 wird in einem internen Speicher des Bildverarbeitungs- und -darstellungsgerätes 30 abgespeichert.
Das Bildverarbeitungs- und -darstellungsgerät 30 weist eine Tastatur 31, über die verschiedene Instruktionen eingegeben werden können, und eine CRT- Anzeigeeinrichtung 32 auf, welche Hufsinformationen für Instruktionen und ein sichtbares Bild anzeigt, welches einem Bildsignal entspricht. Das Bildverarbeitungs- und -darstellungsgerät 30 ist außerdem mit einem Diskettenlaufwerk 33 ausgestattet, welches Disketten aufnimmt und verarbeitet, welche als Hilfsspeichermedium dienen. Weiterhin weist das Gerät einen Hauptkörper 34 auf, in dem eine CPU und ein innerer Speicher enthalten sind.
Anschließend wird in gleicher Weise wie oben beschrieben das zweite Bildsignal SO2 erhalten, das dem zweiten Röntgenbild entspricht, das auf dem zweiten stimulierbaren Phosphorblatt 7 aufgezeichnet ist. Das zweite Bildsignal SO2 wird in dem internen Speicher des Bildverarbeitungs- und -darstellungsgerätes 30 abgespeichert.
Fig. 1 zeigt ein Flußdiagramm zur Darstellung der Prozesse bei einem Ausführungsbeispiel zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes, welches mit dem Bildverarbeitungs- und -darstellungsgerät 30 durchführbar ist. Die Prozesse werden sowohl mit dem ersten Bildsignal SO1, das dem ersten Röntgenbild entspricht, als auch dem zweiten Bildsignal SO2 durchgeführt, das dem zweiten Röntgenbild entspricht. Diese Signale sind in dem internen Speicher des Gerätes 30 abgespeichert.
Das erste Bildsignal SO1 und das zweite Bildsignal SO2, welche in dem internen Speicher des Gerätes 30 abgespeichert sind, stellen ein erstes Röntgenbild 41 und ein zweites Röntgenbild 42 nach Fig. 1 dar. Das erste Röntgenbild 41 ist mit relativ niederenergetischen Komponenten der Röntgenstrahlen aufgezeichnet worden. Das zweite Röntgenbild 42 ist mit relativ hochenergetischen Komponenten der Röntgenstrahlen aufgezeichnet worden. Sowohl erstes als auch zweites Röntgenbild 41, 42 sind Originalbier, die aus Mustern von Gewebe und Knochen zusammengesetzt sind. Die Pegel der Buddichte von Gewebemustern und Knochenmustern sind unterschiedlich bei dem ersten und zweiten Röntgenbild 41, 42.
Das erste Bildsignal SO1 und das zweite Bildsignal SO2 werden von dem internen Speicher des Bildverarbeitungs- und -darstellungsgerates 30 ausgelesen. Anschließend wird ein Verfahren zur Positionsjustierung mit erstem und zweitem Bildsignal SO1 und SO2 so durchgeführt, daß die Positionen des ersten Röntgenbildes 41, das durch das erste Bildsignal SO1 dargestellt ist, und des zweiten Röntgenbildes 42, das durch das zweite Bildsignal SO2 dargestellt ist, miteinander zusammenfallen können. Zu diesem Zweck kann ein Verfahren angewendet werden, daß beispielsweise in der US-A-4,710,875 offenbart ist. Bei dem Verfahren zur Positionsjustierung kann eins der beiden Röntgenbilder bezüglich des anderen Röntgenbildes linear bewegt oder gedreht werden, bis die Bilder der Markierungen 8,8 des einen Röntgenbildes, welche Markierungen in Fig. 9 dargestellt sind, die Bilder der Markierungen 8,8 in dem anderen Röntgenbild überlappen.
Anschließend wird ein Subtraktionsprozeß mit erstem Bildsignal SO1 und zweitem Bildsignal SO2 durchgeführt.
Insbesondere werden die Röntgenstrahlabsorptionskoeffizienten in folgender Weise klassifiziert:
uLT: Absorptionskoeffizient für Gewebe bezüglich der niederenergetischen Komponenten der Röntgenstrahlen
uHT: Absorptionskoeffizient für Gewebe bezüglich der hochenergetischen Komponenten der Röntgenstrahlen
uLB: Absorptionskoeffizient von Knochen bezüglich der niederenergetischen Komponenten der Röntgenstrahlen
uHB: Absorptionskoeffizient von Knochen bezüglich der hochenergetischen Komponenten der Röntgenstrahlen.
Das erstes Bildsignal SO1 und das zweite Bildsignal SO2 werden gewichtet und die Bildsignalkomponenten der gewichteten Bildsignale werden voneinander abgezogen, welche die Bildinformation darstellen, die in den entsprechenden Bildelementen in den beiden Röntgenbildern abgespeichert sind. Folglich wird ein Knochenbildsignal S1 erhalten, das folgenderweise ausgedrückt werden kann:
wobei C eine Ausgleichskomponente darstellt. Das Knochenbildsignal S1 stellt ein Knochenbild 43 nach Fig. 1 dar, welches aus Knochenmustern zusammengesetzt ist.
Das erste Bildsignal SO1 und das zweite Bildsignal SO2 können in unterschiedlicher Weise gewichtet werden und die Bildsignalkomponenten der gewichteten Bildsignale können von einander subtrahiert werden, welche die in den entsprechenden Bildelementen in den beiden Röntgenbildern gespeicherten Bildinformationen darstellen. Auf diese Weise kann ein Gewebebildsignal S2 erhalten werden, was beschrieben wird durch:
wobei C' eine Ausgleichskomponente bezeichnet. Das Gewebebildsignal S2 stellt ein Gewebebild dar, das aus den Gewebemustern zusammengesetzt ist. Allerdings müssen bei diesem Ausführungsbeispiel die Operationen zum Erzeugen des Gewebebildsignals S2 nicht durchgeführt werden.
Auch die Bildsignalkomponenten von erstem Bildsignal SO1 und zweitem Bildsignal SO2 werden miteinander addiert, welche die in entsprechenden Bildelementen der beiden Röntgenbilder gespeicherte Bildinformationen darstellen. Folglich wird ein Überlagerungsbildsignal SO erhalten, das folgendermaßen ausgedrückt werden kann:
SO = (SO1 + SO2)/2 (4).
Das Überlagerungsbildsignal SO stellt ein Überlag-erungsbild 44 nach Fig. 1 dar, welches sich durch eine Cjberlagerung des ersten Röntgenbildes 41 und des zweiten Röntgenbildes 42 ergibt. Das Überlagerungsbild 44 kann als Originalbild betrachtet werden, das durch Gewebemuster und Knochenmuster zusammengesetzt ist. Erstes Röntgenbild 41 und zweites Röntgenbild 42 können anstelle des Überlagerungsbildes 44 verwendet werden. Allerdings sollte das Ciberlagerungsbild 44 bevorzugt verwendet werden. Dies liegt daran, daß das Clberlagerungsbild 44, das durch Überlagerung von erstem Röntgenbild 41 und zweitem Röntgenbild 42 erhalten wurde, schwachere Rauschanteile als erstes und zweites Röntgenbild 41, 42 enthält und daher vorteilhaft für die folgenden Verarbeitungen ist.
Anschließend wird das Knochensignal S1 so verarbeitet, daß die Rauschanteile in dem Knochenbild 43 eliminiert werden.
Fig. 2 zeigt einen Graphen mit Spektren eines Knochenbildes und eines Bildes, das durch Verarbeiten des Knochenbildsignals entsprechend zu dem Knochensignal bezüglich der räumlichen Frequenz f erhalten wurde. In Fig. 2 zeigt Kurve 51 das Spektrum des Knochenbildes 43 und Kurve 53 das Spektrum der Rauschanteile im Knochenbild 43.
Zuerst wird ein Glättverfahren bei dem Knochenbildsignal S1 durchgeführt. Als ein solches Glättverfahren können verschiedene Verfahren angewendet werden. Beispielsweise ein einfaches Mittelungsverfahren kann verwendet werden, wobei der Mittelwert der Werte der Bildsignalkomponenten eines Bildsignals, welche zu einem vorbestimmten Bereich mit einem vorbestimmten Bildelement in der Mitte zugehörigen Bildelementen entsprechen, berechnet wird und als der Wert der Bildsignale eingesetzt wird, der dem vorbestimmten Bildsignal entspricht. Alternativ kann ein Medianfilterverfahren angewendet werden, wobei der Medianwert der Werte der Bildsignalkomponenten eines Bildsignals, welche den Bildelementen entsprechen, die zu einem vorbestimmten Bereich mit dem vorbestimmten Bildelement in der Mitte gehören, berechnet und als der Wert der Bildsignalkomponente eingesetzt wird, die dem vorbestimmten Bildelement entspricht. Bei einer weiteren Alternative wird ein kantenerhaltenes Filterverfahren (V-Filter) verwendet, bei dem ein vorbestimmter Bereich mit einem vorbestimmten Bildelement in der Mitte in eine Vielzahl von kleinen Bereichen unterteilt wird und die Varianz der Werte der Bildsignalkomponenten, die jedem kleinen Bereich entsprechen, berechnet wird. Ein kleiner Bereich mit der kleinsten Varianz wird dann aufgefunden und der Mittelwert der Werte der Bildsignalkomponenten entsprechend zu diesem kleinen Bereich, der zu der kleinsten Varianz gehört, wird als der Wert der Bildsignalkomponente verwendet, die dem vorbestimmten Bildelement entspricht. Bei einer noch anderen Alternative kann ein Verfahren eingesetzt werden, bei dem eine Fourier-Transformation des Bildsignals durchgeführt wird. Das von der Fourier-Transformation erhaltene Signal wird einer Operation zum Entfernen der hohen räumlichen Frequenzkomponenten entsprechend zu den Rauschanteilen unterzogen und anschließend wird eine inverse Fourier-Transformation durchgeführt. Solche Techniken sind beispielsweise in "Gazo-shori no Kihon-giho" (Grundlegende Techniken zur Bildverarbeitung), Führer zur Technik Ausgabe, von Jun-ichi Hasegawa, Yamato Koshimizu, Akira Nakayama und Shigeki Yokoi, Gijutsu Hyoron Sha beschrieben.
Allerdings hat das einfache Mittelungsverfahren den Nachteil, daß Bildkanten unscharf werden. Das Medianfilterverfahren hat den Nachteil, daß, da Bildelemente ausgetauscht werden, konturlinienähnliche Artefakte oft auftreten. Das kantenerhaltene Filterverfahren hat als Nachteil, daß oft honigwabenähnliche Artefakte auftreten. Bei dem Fourier-Transformationsverfahren ist als Nachteil zu sehen, daß eine lange Zeit zur Durchführung der Operationen notwendig ist.
Daher wird bei diesem Ausführungsbeispiel, wie im folgenden beschrieben wird, ein Glättverfahren durchgeführt, bei dem ein zu einer Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion adaptiver Filter verwendet wird. Durch das Glättverfahren kann Rauschen entfernt werden, so daß Kanten, welche notwendig zur Reproduzierung sind, scharf erhalten bleiben und keine Artefakte in dem geglätteten Bild auftreten. Weiterhin kann das Rauschen schnell und durch einfache Operationen eliminiert werden.
Insbesondere wird zuerst jedes der Bildelement des Knochenbildes 43 als ein vorbestimmtes Bildelement genommen und die Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion der Bildsignalkomponenten des Knochenbildes S1 wird erzeugt, welche eine Vielzahl von Bildelementen entsprechen, die zu einem vorbestimmten Bereich mit dem vorbestimmten Bildelement in der Mitte gehören.
Fig. 3A und 3B zeigen Graphen mit Beispielen von Wahrscheinlichkeitsdichtefunktionen von Bildsignalkomponenten des Bildsignals 51, welche Bildsignalkomponenten eine Vielzahl von Bildelementen darstellen, die zu einem vorbestimmten Bereich mit einem vorbestimmten Bildelement in der Mitte gehören. Die Bildsignalkomponente,
die dem vorbestimmten Bildelement entspricht, hat einen Wert S1'. Fig. 4 zeigt einen Graphen eines Beispiels einer Funktion, bei der die Differenz zwischen dem Wert des Bildsignals S1 und dem Wert S1' der Bildsignalkomponente, die dem vorbestimmten Bildelement in der Mitte des vorbestimmten Bereichs entspricht, als Variable dient.
Die in den Fig. 3A und 3B dargestellte Wahrscheinlichkeitsdichtefunktionen werden durch h(S1) bezeichnet. Weiterhin wird eine Funktion, deren Wert monoton abnimmt bei Anwachsen des Absolutwertes S1-S1 , d.h., die in Fig. 4 dargestellte Funktion, durch f(S1-S1') bezeichnet. Die Werte einer Funktion g(S1) geben an, wie oft die Werte der Bildsignalkomponenten eines Bildsignals auftreten, welches verarbeitet worden ist, und welche Funktion nach der folgenden Formel berechnet wird:
g(S1) = h(S1)xf(S1-S1) ....(5)
In solchen Fallen, in denen die Funktion h(S1) eine Vielzahl von vorspringenden Teilen nach Fig. 3A aufweist, hat die Funktion g(S1) als Effekt, daß der vorspringende Teil extrahiert wird, zu dem die Bildsignalkomponente mit dem Wert S1'und dem vorbestimmten Bildelement entsprechend gehört.
Nachdem die Werte der Funktion g(S1) nach Formel (5) berechnet wurden, werden die Werte der Bildsignalkomponenten des Bildsignals S1, welche Bildsignalkomponenten den Bildelementen in dem vorbestimmten Bereich entsprechen, mit den Werten der Funktion g(S1) gewichtet. Dann wird eine Berechnung durchgeführt, um einen Mittelwert si der gewichteten Werte der Bildsignalkomponenten des Bildsignals S1 zu erhalten. Insbesondere als Beispiel wird das Moment erster Ordnung der Funktion g(S 1) mit der folgenden Formel berechnet:
S1 = g(S1)xS1dS1/ S1dS1 .....(6)
Die Bildelemente des Knochenbies 43 werden nacheinander als vorbestimmtes Bildelement herangezogen und die Verfahren nach Formeln (5) und (6) werden für alle Bildelemente des Bildsignals 43 durchgeführt. Auf diese Weise wird ein geglattetes Bildsignal 51 erzeugt. (Als Hilfe zur Vereinfachung der Erläuterung, wird das gleiche Bezugszeichen sowohl zur Kennzeichnung des Wertes der Bildsignalkomponente, die jedem Bildelement entspricht, als auch des Bildsignals verwendet, die dem Gesamtbild entspricht.) Wie durch Kurve 52 in Fig. 2 angezeigt, wird das geglättete Bildsignal primär durch Eliminierung räumlicher Hochfrequenzkomponenten vom Knochenbildsignal S1 erhalten. Nach Fig. 3A, wie für ein in der Nachbarschaft einer Kante lokalisiertes Bildeement, hat das geglättete Bildsignal einen Mittelwert der nur zu dem vorspringenden Teil gehörenden Werte, zu dem das Bildement gehört. Folglich können Kanten in dem Bildsignal 43 scharf bleiben.
Anschließend wird das Überlagerungsbildsignal SO, das durch die Formel (4) ausgedrückt ist und daß das Clberlagemngsbild 44 darstellt, und das geglättete Bildsignal gewichtet. Die Bildsignalkomponenten des gewichteten, geglätteten Bildsignals werden von den Bildsignalkomponenten des gewichteten Überlagerungsbildsignals SO subtrahiert, welche Bildsignalkomponenten der Bildinformation entspricht, die in entsprechenden Bildelementen in den beiden Röntgenbiern abgespeichert wurde. Folglich wird ein Gewebebildsignal S2' erhalten, das durch folgende Formel beschrieben werden kann:
wobei C" eine Verschiebungskomponente kennzeichnet. Das Gewebebildsignal S2' stellt ein verarbeitetes Gewebebild 46 nach Fig. 1 dar. Das verarbeitete Gewebebild 46 hat ungefähr die gleiche Bildinformation wie das Gewebebild nach Formel (3), enthält aber weniger Rauschanteile.
Das nach Formel (7) erzeugte Gewebebildsignal S2' wird einer CRT-Anzeigeeinrichtung 32 des Bildverarbeitungs- und -anzeigegerätes 30 zugeführt. Ein sichtbares Bild wird von dem Gewebebildsignal S2' reproduziert und auf der CRT-Anzeigeeinrichtung 32 dargestellt.
Bei dem oben beschriebenen Ausfiihrungsbeispiel wird das Gewebebildsignal S2' durch Glätten des Knochenbildsignals und Subtrahieren des geglätteten Signais vom Ausgangsbildsignal erhalten, welches dem Originalbild entspricht. In Fällen, in denen ein Knochenbild reproduziert werden soll, wird das Gewebesignal S2 nach Formel (3) erzeugt und dann geglättet. Das geglättete Signal wird dann von dem Originalbildsignal abgezogen, welches dem Originalbild entspricht. Auf diese Weise wird ein Knochenbild erhalten, in dem die Rauschanteile reduziert sind.
Ein anderes Ausführungsbeispiel des Verfahrens zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes gemäß der vorliegenden Erfindung, welches im wesentlichen identisch mit dem Ausführungsbeispiel nach Fig. list, wird im folgenden beschrieben.
Als Hilfe zur Erläuterung des im wesentlichen identischen Ausführungsbeispiels, zeigt Fig. 5, wie das Bildverarbeitungsund -anzeigegerät 30 die Prozesse beim ersten Bildsignal SO1, welches dem ersten Röntgenbild entspricht, und beim zweiten Bildsignal SO2, welches dem zweiten Röntgenbild entspricht, durchführt, wobei die Signale in dem internen Speicher des Bildverarbeitungs- und -anzeigegerätes 30 abgespeichert sind. In Fig. 5 werden ähnliche Bauteile mit den gleichen Bezugszeichen wie in Fig. 1 bezeichnet.
Nach Fig. 5 werden das Knochenbildsignal 51, das dem Knochenbild 43 entspricht, und das Gewebebildsignal S2, das einem Gewebebild 47 entspricht, durch Durchführen von Berechnungen mit den Formeln (2) und (3) aus dem ersten Bildsignal SO1, welches dem ersten Röntgenbild 41 entspricht, und dem zweiten Bildsignal SO2, welches dem zweiten Röntgenbild 42 entspricht, erzeugt.
Anschließend wird in gleicher Weise wie bei dem Ausführungsbeispiel nach Fig. 1 das geglättete Bildsignal durch Verarbeiten des Knochenbildsignals S1 entsprechend zur Formel (5) und (6) erzeugt, in welchem geglätteten Knochensignal die Rauschanteile des Knochenbildes 43 reduziert wurden. Die Bildsignalkomponenten des geglätteten Bildsignals si werden dann von den Bildsignalkomponenten des Knochenbildes S1 subtrahiert, welche Bildsignalkomponenten den Bildinformationen entsprechen, die an korrespondierenden Bildelementen in den beiden Röntgenbildem gespeichert sind. Folglich erhält man ein Rauschsignal SN, das einem Rauschbild 48 entspricht, welches nur aus Rauschkomponenten zusammengesetzt ist. Das Rauschsignal SN kann folgendermaßen ausgedrückt werden:
SN=S1 - ... (8)
Wie durch Kurve 53 in Fig. 2 dargestellt, setzt sich das Rauschsignal SN nur aus den Rauschkomponenten zusammen, die in dem Knochenbild 43 enthalten sind. In dem geglätteten Bildsignal , selbst wenn die den Kanten in dem Knochenbild 43 entsprechende Information ein Niveau der räumlichen Frequenz aufweist, das so hoch wie bei den Rauschkomponenten ist, wird die die Kanten darstellende Information nicht verloren. Durch Durchführen der Berechnungen mit Formel (8) zum Finden der Differenz zwischen dem Knochenbildsignal S1 und dem geglätteten Bildsignal , kann daher das Rauschsignal SN erhalten werden, in dem die den Kanten entsprechende Information vollständig entfernt ist. Demgemäß stellt das Rauschsignal SN genauer die Rauschanteile des Knochenbildes 43 dar, als wenn ein Glättverfahren durchgeführt würde, bei dem die den Kanten entsprechende Information verlorengeht.
Anschließend werden das Rauschsignal SN und das Gewebebildsignal S2, das dem Gewebebild 47 nach Fig. 5 entspricht, gewichtet und die Bildsignalkomponenten der gewichteten Bildsignale werden addiert, welche Bildsignalkomponenten der Bildinformation entsprechen, die in korrespondierenden Bildelementen der beiden Bilder gespeichert ist. Folglich wird ein Gewebebildsignal S2' erhalten, welches einem verarbeiteten Gewebebild 46 nach Fig. 5 entspricht. Das verarbeitete Bild 46 enthält ungefahr die gleiche Bildinformation wie das Gewebebild 47, allerdings weniger Rauschanteile. Bei diesem Ausführungsbeispiel werden die Berechnungen mit der folgenden Formel durchgeführt:
Folglich können die Rauschanteile weiter vermindert werden.
Wie oben beschrieben, ist das Ausführungsbeispiel nach Fig. 5 im wesentlichen identisch zu dem naeh Fig. 1. Der Grund dafür wird im folgenden beschrieben.
Das Gewebesignal S2 nach Formel (3) und das Rauschsignal SN nach Formel (8) werden in Formel (9) eingesetzt. Die Verschiebekomponente, wie beispielsweise C' in Formel (3), wird zur Justierung der Bilddichte des Gesamtbildes verwendet, das letztendlich erhalten wird (und zur Justierung der Luminanz in den Fällen, in denen das Bild auf einer CRT-Anzeigeeinrichtung oder dergleichen dargestellt wird). Daher wird bei den folgenden Operationen die Verschiebekomponente nicht weiter berücksichtigt.
Einsetzen der Formeln (3) und (8) in Formel (9) ergibt:
Einsetzen des Knochenbildsignals S1 nach Formel (2) in Formel (10), wobei die Verschiebekomponente ignoriert wird, ergibt:
Transformieren und Neuanordnen der Formel (11) ergibt:
Substituieren der Formel (4) in die Formel (12) ergibt:
Die Formel (13) ist identisch zur Formel (7) bis auf die Verschiebekomponente. Insbesondere bei den Ausführungsbeispielen nach Fig. 1 und 5 werden im wesentlichen die gleichen Verfahren durchgeführt.
Fig. 6 zeigt ein Flußdiagramm zur Darstellung der Verfahren in einem Ausführungsbeispiel des weiteren Verfahrens zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes. Fig. 7A bis 7M sind Graphen zur Darstellung von Profilen der in Fig. 6 dargestellten Bilder entlang einer vorbestimmten Richtung. in Fig. 6 werden ähnliche Teile mit gleichen Bezugszeichen wie in Fig. 1 oder Fig. 5 versehen.
Fig.7A und 7B zeigen Profile des ersten Röntgenbildes 41 und des zweiten Röntgenbildes 42, welche Originalbilder sind. Insbesondere Fig. 7A zeigt, wie die Werte der Bildsignalkomponenten des ersten Bildsignals SOI, das dem ersten Röntgenbild 41 entspricht, verteilt sind, welche Bildsignalkomponenten den Bildelementen entsprechen, die entlang einer vorbestimmten Richtung (X-Richtung) im ersten Röntgenbild 41 angeordnet sind. Fig.7B zeigt, wie die Werte der Bildsignalkomponenten des zweiten Bildsignals SO2, das dem zweiten Röntgenbild 42 entspricht, verteilt sind, welche Bildsignalkomponenten den Bildelementen entlang der vorbestimmten Richtung (X-Richtung) in dem zweiten Röntgenbild 42 entsprechen. Die Pegel von erstem Bildsignal SO1 und zweitem Bildsignal SO2 sind unterschiedlich zueinander. Allerdings enthalten sowohl erstes Bildsignal SO1 als auch zweites Bildsignal SO2 Bildsignalkomponenten, die Gewebemustern (entsprechend zu dem gestrichelten Bereich in der Fig. 7A oder 7B) entsprechen und ungefahr gleichmaßige Werte haben, den Bildsignalkomponenten, die den Knochenmuster entsprechen, und schrittweise ändernde Werte haben, und den zufälligen Rauschanteilen. Diese drei Typen von Bildsignalkomponenten werden übereinander gelagert.
Durch Durchführen des Wichtsubtraktionsverfahrens (angezeigt durch das Symbol nach Fig. 6) nach Formel (3) bei dem ersten Bildsignal 501, das dem ersten Röntgenbild 41 (Originalbild) entspricht, und dem zweiten Bildsignal SO2 , das dem zweiten Röntgenbild 42 (Originalbild) entspricht, wird das Gewebebildsignal S2, das dem Gewebebild 47 entspricht, erzeugt. Auch durch Durchführen des Additionsverfahrens (angezeigt durch das Symbol nach Fig. 6) nach Formel (4) mit dem.ersten Bildsignal SO1 und dem zweiten Bildsignal SO2 , wird das Überlagerungsbildsignal SO, das dem Überlagerungsbild 44 entspricht, erzeugt.
Fig. 7C zeigt, wie die Werte der Bildsignalkomponenten des Clberlagerungsbildsi gnals SO verteilt sind. Wie beim ersten Bildsignal SOI nach Fig. 7A und dem zweiten Bildsignal So2 nach Fig. 7B, setzt sich das Überlagerungsbildsignal SO aus den Bildsignalkomponenten, die den Gewebemustern entsprechen (korrespondierend zu dem gestrichelten Bereich in Fig. 7C) und ungefähr gleiche Werte haben, den Bildsignalkomponenten, die den Knochenmustern entsprechen und schrittweise ihre Werte andern, und den zufälligen Rauschanteilen zusammen. Diese drei Arten von Bildsignalkomponenten werden einander überlagert. Allerdings enthält das Clberlagerungsbildsignal SO weniger Rauschanteile als das erste Bildsignal SO nach Fig. 7A und das zweite Bildsignal SO2 nach Fig. 7B.
Fig. 7D zeigt, wie die Werte der Bildsignalkomponenten des Gewebebildsignals 52, das sich nach Formel (3) ergibt, verteilt sind. Das Gewebebildsignal S2 setzt sich hauptsächlich aus Bildsignalkomponenten zusammen, die Gewebemustern entsprechen und ungefähr gleiche Werte aufweisen. Allerdings enthält das Gewebebildsignal S2 mehr zufällige Rauschanteile als das erste Bildsignal SO1 nach Fig. 7A und das zweite Bildsignal SO2 nach Fig. 7B.
Fig. 7E zeigt die Verteilung der Werte der Bildsignalkomponenten des Knochenbildsignals S1, die nach Formel (2) erzeugt wurden. (Bei diesem Ausführungsbeispiel braucht das Knochenbildsignal 51 nicht erzeugt zu werden.) Das Knochenbildsignal S1 setzt sich primär aus den Bildsignalkomponenten zusammen, die den Knochenmustern entsprechen und schrittweise ändernde Werte aufweisen. Allerdings kann das Knochenbildsignal S1, wie das in Fig. 7D dargestellte Gewebebildsignal S2, mehr zufällige Rauschanteile als das erste Bildsignal SO1 nach Fig. 7A und das zweite Bildsignal SO2 nach Fig. 7B enthalten.
Nach Fig. 6 wird ein Glättverfahren 51 mit dem Gewebebildsignal S2 durchgeführt, das dem Gewebebild 47 entspricht und wie in Fig. 7D verteilt ist. Durch das Glättverfahren 51 erhält man ein geglättetes Gewebebildsignal S2, das einem geglätteten Gewebebild 61 entspricht und nach dem Muster der Fig. 7F verteilt ist. Durch das Glättverfahren 51 werden räumliche Frequenzkomponenten mit einer Frequenz größer als beispielsweise 1,0 Zyklen/mm von dem Gewebebildsignal S2 entfernt, das dem Gewebebild 47 entspricht.
Anschließend werden das überlagerte Bildsignal SO und das geglättete Gewebebildsignal gewichtet und das gewichtete, geglättete Gewebebildsignal S2 von dem gewichteten Überlagerungsbildsignal SO subtrahiert. Auf diese Weise erhält man ein Knochenbildsignal S1', das einem Knochenbild 62 entspricht. Nach Fig. 7G enthält das Knochenbildsignal S1' weniger zufällige Rauschanteile als das Knochenbildsignal SI nach Fig. 7E. Allerdings enthält das Knochenbildsignal S1' geringfügig die hohen räumlichen Frequenzkomponenten des Gewebebildes 47, aufgrund des bei dem Gewebebild 47 durchgeführten Glättverfahrens.
Ein Glättverfahren 52 wird dann mit dem Knochenbildsignal S1' durchgeführt, das in der oben beschriebenen Weise erzeugt wurde. Mit dem Glättverfahren 52 werden Muster mit niedrigem Kontrast und mit einem räumlichen Frequenzbereich höher als beispielsweise 0,5 Zyklen/mm von dem Knochensignal 62 eliminiert (d.h., kleine Änderungen in dem Knochenbildsignal ' werden eliminiert). Zu diesem Zweck wird beispielsweise das Knochenbildsignal S1' mit einem im folgenden Filter verarbeitet. Insbesondere wird ein Fenster mit einem Bereich entsprechend zu 0,5 Zyklen/mm für ein vorbestimmtes Bildelement P0 bestimmt. Von den Bildsignalkomponenten des Knochenbildsignals S1', die den Bildelementen des Fensters entsprechen, werden dann die Werte der Bildsignalkomponenten festgestellt, die in den folgenden Bereich fallen: Der Werte einer Bildsignalkomponente S10', die dem vorbestimmten Bildele ment P0 ± ein vorbestimmter Wert entsprechen.
Anschließend wird der Mittelwert der Bildsignalkomponenten, die auf diese Weise gefunden wurden, berechnet und als der Wert einer neuen Bildsignalkomponente S10' eingesetzt, der dem vorbestimmten Bildelement P0 entspricht. Durch das Glättverfahren 52 erhält man ein geglättetes Knochenbildsignal ; das einem geglätteten Knochenbild 63 entspricht. Nach Fig. 71 sind bei dem Knochenbildsignal die Rauschanteile reduziert. Auch die hohen räumlichen Frequenzkomponenten des Gewebebildes 47 sind aufgrund des bei dem Gewebebild 47 durchgeführten Glättverfahrens reduziert. Allerdings wird der ansteigende Teil des geglätteten Knochenbildsignals unscharf.
Darauffolgend werden das überlagerte Bildsignal SO und das geglättete Knochenbildsignal gewichtet und das gewichtete, geglättete Knochenbildsignal wird von dem gewichteten Überlagerungsbildsignal subtrahiert. Auf diese Weise erhält man ein GewebebildsignalS2' , das einem Gewebebild 64 entspricht. Nach Fig. 7H enthält das GewebebildsignalS2' weniger Rauschanteile als das Gewebebildsignal S2 nach Fig. 7D. Da der ansteigende Teil des geglätteten Knochenbildsignals S1' nach Fig. 71 unscharf ist, ist die den entsprechenden Teil des Knochenbildes darstellende Information ebenfalls als Rauschen in dem Gewebebildsignal S2' enthalten. Allerdings ist der Pegel des zufälligen Rauschens und der Pegel der Information, die dem Knochensignal entspricht und die Rauschen darstellt, sehr niedrig. Deshalb kann eine Reihe von Verfahren mit diesem Schritt beendet werden. Das Gewebebildsignal S2' kann der CRT-Anzeigeeinrichtung 32 durch Bildverarbeitungs- und -anzeigegerät 30 nach Fig. 10 zugeführt werden und ein sichtbares Bild kann von dem Gewebebildsignal S2' reproduziert und auf der CRT-Anzeigeeinrichtung 32 dargestellt werden.
Allerdings können bei diesem Ausführungsbeispiel die gleichen Verfahren wie oben beschrieben noch öfter wiederholt werden, um ein Bild mit besserer Bildqualität zu erhalten.
Nachdem das dem Gewebebild 64 entsprechende Gewebebildsignal S2' erzeugt wurde, wird ein Glättverfahren 53 mit dem Gewebebildsignal durchgeführt. Von diesem Glättverfahren 53 erhält man ein geglättetes Gewebebildsignal S2, das einem geglätteten Gewebebild 65 entspricht und eine Musterverteilung nach Fig. 7J aufweist. Durch das Glättverfahren 53 werden räumliche Frequenzkomponenten höher als eine Frequenz von beispielsweise 135 Zyklen/mm von dem Gewebebildsignal S2' eliminiert.
Darauffolgend werden das Überlagewngsbildsignal SO und das geglättete Gewebebildsignal gewichtet und das gewichtete, geglättete Gewebebildsignal wird von dem gewichteten Überlagerungsbildsignal subtrahiert. Auf diese Weise erhält man ein Knochenbildsignal S2, das einem Knochenbild 66 entspricht. Nach Fig. 7K enthält das Knochenbildsignal S2 weniger zufällige Rauschanteile und weniger Information, die dem Gewebesignal entspricht und Rauschen darstellt, als das Kno chenbildsignal S1' nach Fig. 7G. Soll ein Knochenbild reproduziert werden, kann ein sichtbares Bild von dem Knochenbildsignal S1" reproduziert und auf der CRT-Anzeigeeinrichtung 32 dargestellt werden.
Bei diesem Ausführungsbeispiel wird ein Glättverfahren 54 dann mit dem Knochenbildsignal S1" durchgeführt, das in der oben beschriebenen Weise erzeugt wurde. Durch das Glättverfahren 54 erhält man ein gegelättetes Knochenbildsignal , das einem geglätteten Knochenbild 67 entspricht und eine Musterverteilung näch Fig. 7M aufweist. Durch das Glättverfahren 54 werden Muster mit geringem Kontrast und innerhalb eines räumlichen Frequenzbereichs für als beispielsweise 1,0 Zyklen/mm von dem Knochenbild 66 eliminiert.
Dann werden das Überlagerungsbildsignal SO und das geglättete Knochenbildsignal " gewichtet und das gewichtete, geglättete Knochenbildsignal " von dem gewichteten Cjberlagerungsbildsignal SO subtrahiert. Auf diese Weise erhält man ein Gewebebildsignal S2". Nach Fig. 7L enthält das Gewebebildsignal S2" weniger zufällige Rauschanteile und weniger Information, die dem Knochenbild entspricht und Rauschen darstellt, als das Gewebebildsignal S2" nach Fig. 7H.
In der oben beschriebenen Weise werden die Glättverfahren und die gewichteten Subtraktionsverfahren bezüglich des Überlagerungsbildsignals SO (Originalbildsignal) wiederholt so durchgeführt, daß Knochenbilder und Gewebebilder alternierend erhalten werden, in denen Rauschen sequentiell vermindert ist.
Fig. 8 zeigt ein Flußdiagramm von Prozessen bei einem weiteren Ausführungsbeispiel eines Verfahrens zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes, bei denen die Prozesse im wesentlichen identisch zu denen nach Fig. 6 sind. In Fig. 8 sind ähnliche Elemente mit gleichen Bezugszeichen wie in Fig. 6 versehen.
Bei dem Ausführungsbeispiel nach Fig. 8 wird eine Reihe von Verfahren zur Erzeugung des Knochenbildes 62 wie bei dem Ausführungsbeispiel nach Fig 6 (welche Verfahren denen entsprechen, die vorangehend bezüglich Fig. 1 beschrieben wurden, außer daß das Knochenbild und das Gewebebild miteinander vertauscht sind) durch die im Zusammenhang mit Fig. 5 beschriebenen Verfahren ersetzt. Bei dem Ausführungsbeispiel nach Fig. 8 sind das Knochenbild und das Gewebebild nach den Verfahren in Fig. 5 miteinander vertauscht. Wie oben beschrieben, ist das Ausführungsbeispiel nach Fig. 8 im wesentlichen identisch mit dem Ausführungsbeispiel nach Fig. 6.
Bei dem Ausführungsbeispiel nach Fig. 8 werden nur die anfänglichen Verfahren beim Ausführungsbeispiel nach Fig. 6 durch die im Zusammenhang mit Fig. 5 beschriebenen Verfahren ersetzt. Eine solche Ersetzung kann in einem beliebigen Schritt der wiederholt durchzuführenden Verfahren durchgeführt werden. Solche Ausführungsbeispiele sind im wesentlichen identisch mit dem Ausführungsbeispiel nach Fig. 6. Ein Verfahren zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes schließt verschiedene solcher im wesentlichen identischer Ausführungsbeispiele ein, bei denen zumindest eine Stufe der Verarbeitungen abgeändert ist.
Bei den vorangehenden Ausführungsbeispielen eines Verfahrens zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes wird ein Gewebebild oder ein Knochenbild von Röntgenbildem eines Brustkorbes eines Menschen gebildet. Allerdings ist ein Verfahren zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes gemäß der vorliegenden Erfindung nicht auf die Formation des Gewebebildes und des Knochenbildes begrenzt, sondern ist weit anwendbar, wenn entweder eins oder beide der zwei Bilder, in welchen die Muster zwei verschiedener Gewebe eines einzelnen Objekts betont sind oder nur solche Muster dargestellt sind. Beispielsweise können zwei solcher Bilder ein Bild sein, in dem Muster von Brustdrüsen hervorgehoben sind, und ein Bild, in dem das Muster eines bösartigen Tumors hervorgehoben ist.
Auch werden bei den vorgenannten Ausführungsformen des Verfahrens zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes stimulierbare Phosphorblätter verwendet. Jedoch ist das Verfahren zur Bildung eines Energiesubtraktionsbildes auch anwendbar, wenn andere Aufzeichnungsmedien, wie ein Röntgenfilm (gewöhnlich in Kombination mit verstärkenden Schirmen), verwendet werden.
Ausführungsbeispiele eines Bildglättverfahrens werden hier unten beschrieben. In den Ausführungsbeispielen, die unten beschrieben sind, werden Röntgenbilder auf stimulierbaren Phosphorblattern gespeichert.
Fig. 14 zeigt eine schematische Ansicht eines Röntgenbildaufzeichnungsgerätes 1.
Nach Fig. 14 werden Röntgenstrahlen 3 durch eine Röntgenröhre 2 des Röntgenbildaufzeichnungsgerates 1 erzeugt und auf ein Objekt 4 (in diesem Fall ein Brustkorb eines menschlichen Körpers) eingestrahlt. Röntgenstrahlen 3a, die durch das Objekt 4 hindurchgetreten sind, treffen auf einem stimulierbaren Phosphorblatt 5 auf. Energie der Röntgenstrahlen 3a wird auf dem stimulierbaren Phosphorblatt 5 gespeichert. Auf diese Weise wird ein Röntgenbild des Objekts 4 auf dem stimulierbaren Phosphorblatt 5 gespeichert.
Nach Speichern des Röntgenbildes auf dem stimulierbaren Phosphorblatt 5 in dem Röntgenbildaufzeichnungsgerat 1 nach Fig. 14, wird das Röntgenbild von dem stimulierbaren Phosphorblatt 5 in gleicher Weise ausgelesen, wie im Zusammenhang mit dem Röntgenbildauslesegerät 10 nach Fig. 10 beschrieben. Ein digitales Bildsignal SD, das dem Röntgenbild entspricht, wird durch den A/D-Wandler 26 erzeugt. Das digitale Bildsignal SD wird dem Bildverarbeitungs- und -anzeigegerat 30 zugeführt, wobei ein Ausführungsbeispiel des Bildglattverfahrens angewendet wird. Das in der oben beschriebenen Weise erzeugte Bildsignal SD entspricht einem Röntgenbild, das Rauschen beispielsweise aufgrund eines Verwackelns der Röntgenstrahlen während der Aufzeichnung des Röntgenbildes enthält. Ein Glättverfahren wird mit dem Bildsignal SD in der nachfolgend beschriebenen Weise zur Reduktion von Rauschen durchgeführt.
Fig. 11 ist eine exemplarische Darstellung eines Beispiels eines vorbestimmten Bereichs in einem Röntgenbild, das durch ein Bildsignal SD repräsentiert wird.
Jedes der Bildelemente in einem Röntgenbild 40 wird als vorbestimmtes Bildelement P0 genommen und ein Bereich D1 wird bestimmt, der das vorbestimmte Bildelement P0 in seiner Mitte enthält. Die im folgenden beschriebenen Operationen werden mit den Bildsignalkomponenten durchgeführt, die einer Vielzahl von Bildelementen entsprechen, die zu dem vorbestimmten Bereich D1 gehören. Die Operationen werden für alle Bildelemente in dem Röntgenbild 40 wiederholt, wobei die Bildelemente aufeinanderfolgend als vorbestimmtes Bildelement P0 ausgewählt werden. Folglich wird das Glättverfahren mit dem Röntgenbild 40 durchgeführt.
Fig. 12A und 12B sind Graphen zur Darstellung von Beispielen von Wahrscheinlichkeitsdichtefunktionen von Bildsignalkomponenten eines Bildsignals SD, welche Bildsignalkomponenten eine Vielzahl von Bildelementen darstellen, die zu einem vorbestimmten Bereich D mit dem vorbestimmten Bildelement P0 in der Mitte gehören. Die Bildsignalkomponente, die dem vorbestimmten Bildelement P0 entspricht, hat einen Wert SD'. Fig. 13 ist ein Graph zur Darstellung eines Beispiels einer Funktion, bei der der Wert des Bildsignals SD als Variable dient.
Das durch das Bildsignal SD dargestellte Röntgenbild und ein durch Verarbeitungsbildsignal SD erhaltenes Bild haben Spektren bezüglich der räumlichen Frequenz f nach Fig. 2.
Kurve 51 nach Fig. 2 kennzeichnet ein Spektrum des Röntgenbildes, das durch das Bildsignal SD dargestellt ist. Rauschanteile sind in dem Röntgenbild enthalten.
Die in den Fig. 12A und 12B dargestellte Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion wird durch h(SD) bezeichnet. Weiterhin wird eine Funktion, deren Wert monoton mit anwachsendem Absolutwert 1 SD 1 abnimmt, d.h. die in Fig. 13 dargestellte Funktion, durch f(SD) bezeichnet. Die Werte der Funktion g(SD) geben an, wie oft die Werte der Bildsignalkomponenten des Bildsignals auftreten, welches bearbeitet wurde, und werden berechnet nach:
g(SD) = h(SD) x f(SD - SD') ....(14)
In solchen Fällen, in denen die Funktion h(SD) eine Vielzahl von vorspringenden Teilen nach Fig. 12A enthält, hat die Funktion g(SD) die Effekte, nur von dem vorspringenden Teil zu extrahieren, zu dem die Bildsignalkomponente mit Wert und zu dem das vorbestimmte Bildelement darstellende gehört.
Nachdem die Werte der Funktion g(SD) nach Formel (14) berechnet wurden, werden die Werte der Bildsignalkomponenten des Bildsignals SD, welche Bildsignalkompo nenten den Bildelementen des vorbestimmten Bereichs entsprechen, mit den Werten der Funktion g(SD) gewichtet. Dann wird eine Berechnung durchgeführt, um den Mittelwert SD der gewichteten Werte der Bildsignalkomponenten des Bildsignals SD festzustellen. Insbesondere wird als Beispiel das Moment erster Ordnung der Funktion g(SD) nach der folgenden Formel berechnet;
= g(SD) x SDdSD/ SDdSD ....(15).
Das Moment erster Ordnung wird als Mittelwert eingesetzt.
Die Bildelemente des Röntgenbildes werden sequentiell als vorbestimmtes Bildelement P0 ausgewählt und die Verfahren nach Formeln (14) und.(15) werden für alle Bildelemente des Röntgenbildes durchgeführt. Auf diese Weise wird ein geglättetes Bildsignal erzeugt. (Als Hilfe zur Vereinfachung der Erläuterung, wird ein gleiches Bezugszeichen sowohl zur Kennzeichnung des Wertes der Bildsignalkomponente, die jedem Bildelement entspricht, als auch des Bildsignals verwendet, das dem gesamten Bild entspricht.) Wie durch Kurve 52 in Fig. 2 dargestellt, wird das geglättete Bildsignal erzeugt, indem primär die hohen Raumfrequenzkomponenten (entsprechend zu Kurve 53) vom Bildsignal SD eliminiert werden. Nach Fig. 12A, wie für ein Bildelement in Nachbarschaft einer Kante, hat das geglättete Bildsignal den Mittelwert der Werte, die nur zu dem vorspringenden Teil gehören, zu dem das Bildelement gehört. Folglich bleiben Kanten des Originairöntgenbildes scharf.
Nachdem das geglättete Bildsignal durch das vorangehend beschriebene Glättverfahren erzeugt wurde, wird es einer angemessenen Bildverarbeitung unterzogen, wie beispielsweise einem Frequenzempfindlichkeitsverstärkungsverfahren. Ein von der Bildverarbeitung erhaltenes Signal wird der Kathodenstrahl-Anzeigeeinrichtung 32 des Bildverarbeitungs- und -anzeigegerätes 30 nach Fig. 10 zugeführt. Ein sichtbares Bild wird von dem Bildsignal reproduziert und durch die CRT- Anzeigeeinrichtung 32 wiedergegeben.
Bei dem vorangehenden Ausführungsbeispiel wird das Glättverfahrens wird mit einem Bild durchgeführt, das reproduziert werden soll. Allerdings kann das Glättverfahren mit unterschiedlichen Typen von Bildern durchgeführt werden. Beispielsweise, wie oben beschrieben, kann das Bildglättverfahren angewendet werden, wenn Subtraktionsverfahren mit einer Vielzahl von Bildsignalen durchgeführt werden, die einer Vielzahl von Strahlungsbildern entsprechen.
In solchen Fällen wird bei dem Röntgenbildaufzeichnungsgerät 1 nach Fig. 14 ein erstes Röntgenbild des Objekts 4 (der Brustkorb eines Menschen in diesem Beispiel) auf dem stimulierbaren Phosphorblatt 5 abgespeichert. Anschließend wird das stimulierbare Phosphorblatt 5 schnell entfernt und ein stimulierbares Phosphorblatt 7 schnell in dem Röntgenbildaufzeichnungsgerät 1 angeordnet. Weiterhin wird die Röhrenspannung der Röntgenröhre 2 so geändert, daß die auf das Objekt 4 eingestrahlten Röntgenstrahlen ein anderes Energieniveau aufweisen. Auf diese Weise wird ein zweites Röntgenbild des Objekts 4 auf dem stimulierbaren Phosphorblatt 7 abgespeichert. Das erste Röntgenbild wird mit Röntgenstrahlen mit vergleichsweise geringem Energieniveau auf dem stimulierbaren Phosphorblatt 5 abgespeichert. Das zweite Röntgenbild wird mit Röntgenstrahlen mit vergleichsweise hohem Energieniveau auf dem stimulierbaren Phosphorblatt 7 abgespeichert.
Alternativ können zwei stimulierbare Phosphorblätter übereinander mit einem Filter dazwischen, der niedrige Energiekomponenten der Röntgenstrahlen absorbiert, angeordnet werden. Auf diese Weise können zwei Röntgenbilder auf den stimulierbaren Phosphorblättern 5 und 7 durch eine einzige simultane Belichtung mit Röntgenstrahlen aufgezeichnet werden.
Nach Abspeichern der Röntgenstrahlen auf den stimulierbaren Phosphorblättern 5 und 7 in der oben beschriebenen Weise, werden die stimulierbaren Phosphorblätter 5 und 7 eins nach dem anderen in dem Röntgenstrahlauslesegerät 10 nach Fig. 10 plaziert. Bildsignale SD,SD werden in gleicher Weise wie oben beschrieben erfaßt und dem Bildverarbeitungs- und -anzeigegerät 30 zugeführt. Das dem ersten Röntgenbild entsprechende Bildsignal SD, das auf dem stimulierbaren Phosphorblatt 5 mit Röntgenstrahlen mit niedrigem Energieniveau aufgezeichnet wurde, wird als erstes Bildsignal SO1 bezeichnet. Das dem zweiten Röntgenbild entsprechende Bildsignal SD, das auf dem stimulierbaren Phosphorblatt 7 mit Röntgenstrahlen mit einem hohen Energieniveau aufgezeichnet wurde, wird als zweites Bildsignal SO2 bezeichnet. Anschließend werden beispielsweise nach den Verfahren der Fig. 5 das Bildglättverfahren bei dem Knochenbildsignal 51 durchgeführt, so daß Rauschanteile von dem Knochenbild 43 extrahiert werden. Von dem Glättverfahren erhält man ein geglättetes Bildsignal si in gleicher Weise, wie oben beschrieben. Das Rauschsignal SN wird dann nach Formel (8) erzeugt. Anschließend weren das Rauschsignal SN und das Gewebebildsignal S2, das dem Gewebebild 47 nach Fig. 5 entspricht, gewichtet. Dann werden die Bildsignalkomponenten der gewichteten Bildsignale miteinander addiert, welche Bildsignalkomponenten der Bildinformation entsprechen, die an entsprechenden Bildelementen in den beiden Bildern abgespeichert ist. Das Wichtungsadditionsverfahren ist in Formel (9) ausgedrückt.
Bei diesem Beispiel wird das Rauschsignal SN von dem Knochenbildsignal S1 erzeugt und wird zum Gewebebildsignal S2 addiert. In Fällen, in denen ein Knochenbild reproduziert werden soll, kann ein Rauschsignal SN' von dem Gewebebildsignal S2 erzeugt und zum Knochenbildsignal S1 addiert werden.
Ein weiteres Ausführungsbeispiel des Bildglättverfahrens wird im folgenden beschrieben.
Fig. 15 zeigt eine erläuternde Darstellung eines vorbestimmten Bereichs D2 eines Röntgenbildes.
Der vorbestimmte Bereich D2 enthält nicht einen Bereich D2', der das vorbestimmte Bildelement P0 enthält und dieses umgibt. Allerdings umgibt der Bereich D2 den Nachbarbereich D2'. Bei diesem Ausführungsbeispiel werden die Bildsignalkomponenten des Bildsignals SD, das den Bildelementen entspricht, die zu dem vorbestimmten Bereich D2 gehören, verwendet, wenn das Glättverfahren bezüglich des vorbestimmten Bildelements P0 durchgeführt wird.
Fig. 16 zeigt einen Graphen zur Darstellung eines Beispiels einer Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion von Bildsignalkomponenten eines Bildsignals SD, das einer Vielzahl von Bildelementen entspricht, die zu dem vorbestimmten Bereich D2 nach Fig. 15 gehören, in solchen Fällen, bei denen ein vorbestimmtes Bildelement P0 in der Nachbarschaft einer Kante des Röntgenbildes lokalisiert ist.
Bei der Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion nach Fig. 16 sind die beiden vorspringenden Teile deutlicher voneinander getrennt als bei der Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion nach Fig. 12A.
Beispielhaft ist eine Kante in der Position lokalisiert, die durch die Kettenlinie nach Fig. 15 dargestellt ist. Die Bildsignalkomponenten des Bildsignals SD, die einem Bereich 40a entsprechen, der auf der linken Seite der Kante lokalisiert ist, haben vergleichsweise kleine Werte und entsprechen daher einem linken vorspringenden Teil 40a' nach Fig. 16. Die Bildsignalkomponenten des Bildsignals SD entsprechend zu einem Bereich 40b, der auf der rechten Seite der Kante lokalisiert ist, haben vergleichsweise große Werte und entsprechen daher einem rechten vorspringenden Teil 40b' nach Fig. 16. Es besteht eine hohe Wahrscheinlichkeit, daß die Bildsignalkomponenten des Bildsignals SD, das den an der Kante oder nahe zur Kante lokalisierten Bildelementen entspricht, nicht zu den Gruppen der Bildsignalkomponenten gehört, die den Bereichen 40a und 40b nach Fig. 15 entsprechen, sondern Werte aufweisen, die in die Mitte zwischen die Werte der Bildsignalkomponenten entsprechend zum Bereich 40a und die Werte der Bildsignalkomponenten entsprechend zum Bereich 40b fallen. Insbesondere besteht eine hohe Wahrscheinlichkeit, daß die Bildsignalkomponenten des Bildsignals SD, das den Bildelementen auf der Kante oder sehr nahe zur Kante entspricht, innerhalb des Bereichs in Nachbarschaft der Grenze zwischen den vorspringenden Teilen 40a' und 40b' in der Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion nach Fig. 16 fallen. Demgemäß, wie in Fig. 15 dargestellt, wenn das Glättverfahren bezüglich des vorbestimmten Bildelements P0 durchgeführt wird, werden die Bildsignalkomponenten entsprechend zum Nachbarbereich D2', der das vorbestimmte Bildelement P0 enthält und umgibt, von den Glättoperationen ausgelassen. In solchen Fällen kann verhindert werden, daß Bildsignalkomponenten des Bildsignals SD, die Bildelementen an der Kante oder sehr nahe zur Kante entsprechen, an den Glättoperationen teilnehmen. Demgemäß können die Vielzahl von vorspringenden Teilen in der Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion deutlich voneinander getrennt werden und nur die Bildsignalkomponenten entsprechend zu dem vorspringenden Teil, zu dem das vorbestimmte Bildelement P0 gehört, können genau extrahiert werden.
Bei diesem Ausführungsbeispiel, wie es in Fig. 16 dargestellt ist, können von den Bildsignalkomponenten des Bildsignals SD, die den Bildelementen des Bereichs D2 entsprechen, die Bildsignalkomponenten gefunden werden, die Werte in dem Bereich des Wertes SD' der Bildsignalkomponente aufweisen, die dem vorbestimmten Bildelement P0 ± α entsprechen, wobei a ein vorbestimmter Wert ist. Insbesondere werden die Bildsignalkomponenten entsprechend zu dem gestrichelten Bereich nach Fig. 16 gefunden. Anschließend wird der Mittelwert der Werte der Bildsignalkomponenten, die auf diese Weise aufgefunden wurden, berechnet und als neuer Wert der Bildsignalkomponente verwendet, die dem vorbestimmten Bildelement P0 entspricht. Bei diesem Ausführungsbeispiel entsprechen die Operationen zum Auffinden der Bildsignalkomponenten des Bildsignals SD, deren Wert in den Bereich des Wertes SD' der Bildsignalkomponente entsprechend zum vorbestimmten Bildelement P0 ± α fallen, den Operationen zum Auffinden des vorspringenden Teils, zu dem das vorbestimmte Bildelement P0 gehört. Die Operationen zum Auffinden der Bildsignalkomponenten, die Werte innerhalb des Bereichs SD' ± α aufweisen, sind einfacher als die Operationen bei dem vorangehenden Ausführungsbeispiel und können daher schnell durchgeführt werden.
Fig. 17 ist eine exemplarische Ansicht eines Beispiels eines vorbestimmten Bereichs eines Röntgenbildes.
In Fig. 17 wird ein Bereich D3 bestimmt, wenn das Glättverfahren bezüglich eines vorbestimmten Bildelements P0 durchgeführt wird. Ähnlich zum Bereich D2 nach Fig. 15, enthält der Bereich D3 nicht einen Nachbarbereich D3', der das vorbestimmte Bildelement P0 enthält und dieses umgibt. Bei diesem Beispiel ist der Bereich D3 in zwei Bereiche unterteilt. In Fällen, in denen es bereits bekannt ist, daß die Kante sich vertikal nach Fig. 17 durch Bestimmung des Bereichs D3, der in den linken und rechten Bereich unterteilt ist, erstreckt, können die Bildsignalkomponenten, die den Bildelementen auf der Kante oder in Nachbarschaft der Kante entsprechen, von diesen Operationen weggelassen werden. Folglich können die Operationen genauer durchgeführt werden.
Wie oben beschrieben, kann das Bildglättverfahren in unterschiedlicher Weise durchgeführt und in unterschiedlichen Fällen angewendet werden. Durch das Glättverfahren können Rauschanteile reduziert werden, während Kanten in dem Bild scharf bleiben.
Bei den vorangehenden Ausführungsbeispielen des Bildglättverfahrens wurden stimulierbare Phosphorblätter verwendet. Allerdings ist das Bildglättverfahren ebenso mit anderen Aufzeichnungsmedien, wie einem Röntgenfilm (gewöhnlich mit verstärkenden Schirmen verwendet) verwendbar. Auch ist das Bildglättverfahren gemäß der vorliegenden Erfindugn nicht nicht auf die Glättverarbeitung bei Strahlungsbildern beschränkt, sondern breit anwendbar, wenn verschiedene Bildarten Glättungsverarbeitungen unterzogen werden, um die Rauschkomponenten zu verringern, währen Kanten in den Bildern scharf beibehalten werden.

Claims

1.Verfahren zur Glättung von Abbildungen durch das ein Glättverfahren an einem Abbildungssignal durchgeführt wird, welches aus einer Reihe von Abbildungssignalkomponenten gebildet ist, die Bildelementen in einer Abbildung entsprechen, wobei das Abbildungsglättverfahren die folgenden Schritte umfaßt:

i) Erzeugen einer Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion der Abbildungssignalkom ponenten eines Abbildungssignals QL, welches Bildelementen entspricht, die zu einem vorbestimmten Bereich um ein vorbestimmtes Bildelement gehören, wobei jedes der Bildelemente in der Abbildung als vorbestimmtes Bildelement herangezogen wird,

ii) Berechnen der Werte einer Funktion g(QL) entsprechend zur Häufigkeit des Auftretens der Werte von Abbildungssignalkomponenten eines Abbildungssignals , welches verarbeitet wird, wobei die Berechnung mit der folgenden Formel durchgeführt wird:

g(QL) = h(QL) x f(QL - QC),

wobei h(QL) der Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion entspricht, welche angibt, wie oft die Abbildungssignalkomponenten in dem Abbildungssignal QL auftreten, f(QL) einer Funktion entspricht, deren Wert monoton bei zunehmendem Absolutwert QL des Abbildungssignals QL abnimmt, und QC dem Wert der Abbildungssignalkomponenten entspricht, die das vorbestimmte Bildelement repräsentiert,

iii) Wichten der Werte der Abbildungssignalkomponenten des Abbildungssignals QL, wobei die Abbildungssignalkomponenten den Bildelementen entsprechen, die zu dem vorbestimmten Bereich gehören, und die Wichtung mit den Werten der Funktion g(QL) erfolgt, die der Häufigkeit des Auftretens der Werte der Abbildungssignalkomponenten des verarbeiteten Abbildungssignals entsprechen,

iv) Berechnung eines Mitteiwertes QC' aus den gewichteten Werten der Abbildungssignalkomponenten des Abbildungssignals QL, und

v) Verwenden des Mitteiwertes QC' als Wert der Abbildungssignalkomponente zur Repräsentation des vorbestimmten Bildelements anstelle des Wertes QC der Abbildungssignalkomponente, die dem vorbestimmten Bildelement entspricht.

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei eine Vielzahl von Originalabbildungssignalen, die eine Vielzahl von Strahlungsabbildungen entsprechen, erfaßt werden, nach Aufzeichnung der Vielzahl von Strahlungsabbildungen eines Objekts auf einem Aufzeichnungsmedium durch Bestrahlen des Objekts mit unterschiedlichen Arten von Strahlung mit unterschiedlichen Energieniveau, welche eine Vielzahl von Geweben mit unterschiedlichen Bestrahlungsabsorptionen bezüglich der unterschiedlichen Arten von Bestrahlung mit unterschiedlichen Energieniveau bestimmen;

Erzeugen eines ersten Abbildungssignals, das einer ersten Abbildung entspricht, die primär aus Mustern von ersten Geweben des Objekts zusammengesetzt ist aus der Vielzahl von Originalabbildungssignalen;

wobei ein erstes geglättetes Abbildungssignal durch Verarbeiten des ersten Abbildungssignals erzeugt wird, wobei das erste geglättete Abbildungssignal einer ersten geglätteten Abbildung entspricht, in der Rauschanteile der ersten Abbildung reduziert oder eliminiert wurden, und

ein zweites Abbildungssignal durch Subtrahieren des ersten geglätteten Abbildungssignals von einem Originalabbildungssignal erzeugt wird, wobei das zweite

Abbildungssignal einer zweiten Abbildung entspricht, die primär aus Mustern des zweiten Gewebes des Objekts zusammengesetzt ist.

3. Verfahren nach Anspruch 2, wobei die Aufzeichnungsmedien stimulierbare Phosphorblätter sind.

4. Verfahren nach Anspruch 3, wobei jedes der Vielzahl von Originalabbildungssignalen, die der Vielzahl von Strahlungsabbildungen entsprechen&sub3; durch Belichten eines jeden der stimulierbaren Phosphorblätter mittels einer stimulierenden Strahlung erhalten wird, die das stimulierbare Phosphorblatt zur Lichtemission proportional zur Menge der in diesem während seiner Belichtung zur Strahlung gespeicherten Energie veranlaßt, und photoelektrisch das emittierte Licht erfaßt wird.

5. Verfahren nach Anspruch 4, wobei die stimulierenden Strahlen ein Laserstrahl sind.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 5, wobei die Aufzeichnungsmedien ein photographischer Film sind.

7. Verfahren nach einem der vorangegangenen Ansprüche, wobei der das vorbestimmte Bildelement umgebende bestimmte Bereich ein Bereich ist, der das vorbestimmte Bildelement enthält und der um das vorbestimmte Bildelement gebildet ist.

8. Verfahren nach einem der vorangegangenen Ansprüche, wobei der das vorbestimmte Bildelement umgebende vorbestimmte Bildelement enthält und zu diesem benachbart ist, sondern diesen benachbarten Bereich umgibt.

9. Abbildungsglättverfahren durch das ein Wertverfahren an einem Abbildungssignal durchgeführt ist, welches aus einer Reihe von Abbildungssignalkomponenten entsprechend zu Bildelementen einer Abbildung gebildet ist, wobei das Abbildungsglättungsverfahren die folgenden Schritte umfaßt:

i) Auswählen eines jeden Bildelements der Abbildung als vorbestimmtes Bildelement aus Abbildungssignalkomponenten des Abbildungssignals, die Bildelementen zugehörig zu einem vorbestimmten Bereich entsprechen, welcher ein vorbestimmtes Bildelement umgibt, Auffinden der Abbildungssignalkomponenten mit Werten innerhalb eines Wertebereichs, von einem Wert, der um einen vorbestimmten Wert geringer als der Wert QC der Abbildungssignalkomponente ist, die dem vorbestimmten Bildelement entspricht, bis zu einem Wert, der um einen vorbestimmten Wert größer als der Wert QC der Abbildungssignalkomponente ist, die dem vorbestimmten Bildelement entspricht,

ii) Berechnen eines Mittelwertes QC' der Werte der auf diese Weise ermittelten Abbildungssignalkomponenten, und

iii) Verwenden des Mitteiwertes QC' als Wert der Abbildungssignalkomponente, die dem vorbestimmten Bildelement entspricht, anstelle des Wertes QC der Abbildungssignalkomponente, die dem vorbestimmten Bildelement entspricht.

10. Verfahren nach Anspruch 9, wobei eine Vielzahl von Originalabbildungssignalen, die einer Vielzahl von Strahlungsabbildungen entsprechen, erfaßt werden, nachdem die Vielzahl von Bestrahlungsabbildungen eines Objekts auf Aufzeichnungsmitteln durch Bestrahlen des Objekts mit unterschiedlichen Arten von Bestrahlung mit unterschiedlichen Energieniveau aufgezeichnet wurden, welches Objekt aus einer Vielzahl von Geweben gebildet ist, die ein unterschiedliches Strahlungsabsorptionsverhalten bezüglich der unterschiedlichen Arten von Strahlung mit unterschiedlichen Energieniveau aufweisen;

wobei ein erstes Abbildungssignal aus der Vielzahl der Originalabbildungssignale erzeugt wird, welches einer ersten Abbildung entspricht, die primär aus Mustern von ersten Geweben des Objekts zusammengesetzt ist;

ein erstes geglättetes Abbildungssignal durch Verarbeiten des ersten Abbildungssignals erzeugt wird, wobei das erste geglättete Abbildungssignal eine erste geglättete Abbildung darstellt, in der Rauschanteile der ersten Abbildung reduziert oder eliminiert wurden, und

ein zweites Abbildungssignal durch Subtrahieren des ersten geglätteten Abbildungssignals von einem Originalabbildungssignal erhalten wird, wobei das zweite Abbildungssignal einer zweiten Abbildung entspricht, die primär aus Mustern von zweiten Geweben des Objekts gebildet ist.

11. Verfahren nach Anspruch 9 oder 10, wobei der das vorbestimmte Bildelement umgebende vorbestimmte Bereich ein Bereich ist, der das vorbestimmte Bildelement enthält und um dieses gebildet ist.

12. Verfahren nach Anspruch 9 oder 10, wobei der das vorbestimmte Bildelement umgebende vorbestimmte Bereich ein Bereich ist, der einen Bereich nicht enthält; der das vorbestimmte Bildelement enthält und dieses umgibt, sondern diesen benachbarten Bereich umgibt.

13. Verfahren nach einem der Ansprüche 10 bis 12, wobei die Aufzeichnungsmedien stimulierbare Phosphorblätter sind.

14. Verfahren nach Anspruch 13, wobei jedes der Vielzahl von Originalabbildungssignalen, die der Vielzahl von Strahlungsabbildungen entsprechen, durch Belichten eines jeden stimulierbaren Phosphorblattes mit stimulierenden Strahlen erhalten wird, die das stimulierbare Phosphorblatt zur Lichtemission proportional zur Menge der Energie veranlassen, welche während der Belichtung mit der Strahlung darauf gespeichert wurde, und photoelektrisches Erfassen des emittieren Lichts.

15. Verfahren nach Anspruch 14, wobei die stimulierenden Strahlen ein Laserstrahl sind.

16. Verfahren nach einem der Ansprüche 10 bis 15, wobei die Aufzeichnungsmedien ein photographischer Film sind.

17; Abbildungsglättvorrichtung zur Durchführung eines Glättverfahrens an einem Abbildungssignal gebildet aus einer Reihe von Abbildungssignalkomponenten, die Bildelementen in einer Abbildung entsprechen, wobei die Abbildungsglättvorrichtung aufweist:

i) eine Einrichtung zur Erzeugung einer Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion von Abbildungssignalkomponenten eines Abbildungssignals QL, welches Bildelementen zugehörig zu einem bestimmten Bereich um ein vorbestimmtes Bildelement entspricht, wobei jedes der Bildelemente in der Abbildung als vorbestimmtes Bildelement genommen wird,

ii) eine Verarbeitungseinrichtung für die Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion zur Berechnung der Werte einer Funktion g(QL), welche darstellt, wie oft Werte der Abbildungssignalkomponenten eines Abbildungssignals auftreten, wobei dieses Abbildungssignal verarbeitet wurde, und die Berechnung nach der folgenden Formel durchgeführt wird:

g(QL) = h(QL) x f(QL - QC)

worin h(QL) der Wahrscheinlichkeitsdichtefunktion entspricht und darstellt, wie oft die Abbildungssignalkomponenten des Abbildungssignals QL auftreten, f(QL) eine Funktion darstellt, deren Wert monoton mit ansteigendem Absolutwert QL des Abbildungssignals QL abnimmt und QC dem Wert der Abbildungssignalkomponente entspricht, die das vorbestimmte Bildelement darstellt, und

iii) eine Mittelungseinrichtung zur

Wichtung der Werte der Abbildungssignalkomponenten des Abbildungssignals QL, welche Abbildungskomponenten die zu dem vorbestimmten Bereich gehörenden Bildelemente darstellen, wobei die Wichtung mit Werten der Funktion g(QL) erfolgt, die der Häufigkeit des Auftretens der Werte der Abbildungssignalkomponenten des verarbeiteten Abbildungssignals entspricht, und

Berechnung eines Mittelwertes QC' der gewichteten Werte der Abbildungssignalkomponenten des Abbildungssignals QL.

18. Abbildungsglättvorrichtung nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, daß der das vorbestimmte Bildelement umgebende vorbestimmte Bereich ein Bereich ist, der das vorbestimmte Bildelement enthält und um das vorbestimmte Bildelement gebildet ist.

19. Abbildungsglättvorrichtung nach Anspruch 171 dadurch gekennzeichnet, daß der das vorbestimmte Bildelement umgebende Bereich ein Bereich ist, der einen das vorbestimmte Bildelement beinhaltenden und zu diesem benachbarten Bereich nicht enthält, aber diesen benachbarten Bereich umgibt.

20. Abbildungsglättvorrichtung zur Durchführung eines Glättverfahrens an einem Abbildungssignal gebildet aus einer Reihe von Abbildungssignalkomponenten, die Bildelemente in einer Abbildung repräsentieren, wobei die Abbildungsglätt: vorrichtung eine Mittelungseinrichtung enthält zum:

aus Abbildungssignalkomponenten eines Abbildungssignals, die Bildelementen entsprechen, die zu einem vorbestimmten Bereich gehören, der ein vorbestimmtes Bildelement umgibt, wobei jedes der Bildelemente in der Abbildung als vorbestimmtes Bildelement ausgewählt wird, Auffinden der Abbildungssignalkomponenten mit Werten innerhalb eines Wertebereichs, von einem Wert, der um einen vorbestimmten Wert geringer als der Wert QC der Abbildungssignalkomponente ist, die den vorbestimmten Bildelement entspricht, bis zu einem Wert, der bei einem

vorbestimmten Wert größer als der Wert QC der Abbildungssignalkomponente ist, die dem vorbestimmten Bildelement entspricht, und

Berechnen eines Mitteiwertes QC' der Werte der Abbildungssignalkomponenten, die auf diese Weise aufgefunden wurden.

21. Abbildungsglattvorrichtung nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet, daß der das vorbestimmte Bildelement umgebende vorbestimmte Bereich ein Bereich ist, der das vorbestimmte Bildelement enthält und um dieses vorbestimmte Bildelement herum gebildet ist.

22. Abbildungsglättvorrichtung nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet, daß der das vorbestimmte Bildelement umgebende Bereich ein Bereich ist, der einen das vorbestimmte Bildelement beinhaltenden und zu diesem benachbarten Bereich nicht enthält, aber den benachbarten Bereich umgibt.