JP2719784B2 - 画像化装置 - Google Patents

画像化装置

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Description

【発明の詳細な説明】 （イ） 産業上の利用分野 この発明は画像化方法ならびに装着に関する。 この発明は二重エネルギー、デイジタルＸ線撮影法に
おいて特に利用され、そしてそれに関して特に説明す
る。しかし、この発明はまた、コンピユータ断層撮影方
法ならびに装置等のような他の画像化方法ならびに装置
にも利用され得ることを理解されたい。 （ロ） 従来の技術 従来のフイルムＸ線撮影装置において、Ｘ線源により
患者を通してＸ線の発散ビームを導びく。患者を通過し
た後、このＸ線ビームは螢光スクリーンならびにスクリ
ーンに隣接して位置ぎめされた光とＸ線に感応するフイ
ルムを照射する。放射線が患者を通過する際に、それは
通過する組織に従つて減衰されて、フイルム上に陰影像
を発生する。放射線技師は、直接、診断目的のために、
フイルムのグレイスケール、すなわち明暗領域を検査す
る。 デイジタルＸ線撮影法において、各画素のグレイスケ
ール、すなわち画像の増分領域は電子、デイジタル値で
表わされている。これらのデイジタル値は種々のデータ
処理ならびに画像強調技術によつて処理され、画像の診
断値を改善してきた。また、フイルムおよび他の写真映
像をデイジタル化して電子デイジタル値を得るための種
々の技術が開発されてきている。 従来技術のデイジタルＸ線撮影技術において、デイジ
タル値は光学濃度計、ビデオカメラ等を使用して、撮影
フイルムから直接得られる。別の従来技術では、長期メ
モリを有する螢光体が写真像を一時的に記録している。
感光装置は螢光ルミネツセンスを１画素づつのベースで
対応するデイジタル値に変換している。 患者を横切るＸ線ビームの強さはまた、直接、電子信
号に変換されてきた。電子放射線検出器のアレーが患者
の向い側に配置されて、それを通過するＸ線を受ける。
しばしば「スキヤンあるいはスリツト投射Ｘ線撮影法」
と称される１技術においては、放射線の細いフアンビー
ムが患者の狭い平面を通過して、Ｘ線検出器の線形アレ
ーに突きあたる。放射線フアンおよび検出器アレーはフ
アンビーム面へ横方向に移動され、患者の選択された長
方形領域を走査する。 別の直接検出技術においては、放射線の「エリア」ビ
ームは当該矩形領域全体を介して同時に発せられて、大
型矩形検出器アレーに突きあたる。検出器によつて検出
された強さはデイジタル化され、適切にデータ処理され
て、ビデオモニタ等に表示される。 物質すなわち身体組織は高エネルギーと低エネルギー
のＸ線ビームに対するその減衰の差によつて特徴づけら
れる。Ｘ線撮影画像の診断値を改善するために、当該領
域の画像は、高エネルギーと低エネルギーの両方の放射
線から構成されている。KVスイツチングにおいて、二重
エネルギーＸ線撮影、２つの時間順次画像、すなわち高
エネルギーＸ線によるものと低エネルギーＸ線によるも
の、が撮影される。二重検出器スキヤナにおいては、２
つの画像は同時に、背中合わせの検出器によつて撮影さ
れるが、その１つは本来、低エネルギーＸ線に感応し、
他方は本来、高エネルギーＸ線に感応する。 従来技術による二重エネルギーデイジタルＸ線撮影法
では、高エネルギーならびに低エネルギーの両電子画像
表示が発生される。各表示には通常、矩形の画素アレー
が含まれており、各画素は放射線減衰の程度すなわち当
該領域の対応する通路を介する透過率を表わす画素値を
有している。この画素値の変化は通常、人間が読みとる
ことのできる画像におけるグレイスケールの変化によつ
て表わされる。L.A.Lehmann他による「二重KVPデイジタ
ルＸ線撮影法における一般化画像組合せ」（医用物理
学、第８巻、No.5、659ページ〜667ページ、1981年９月
/10月）において説明されている変換関数を利用して、
高エネルギーと低エネルギーの特定画像は、１つ以上の
物質特定基本画像表示に変換される。このLehmann他に
よる変換は、当該領域の同じ要領の小区域に相当する、
高エネルギーと低エネルギーの画像の画素に作用して、
物質特定画像についての対応画素値を発生する。ごく普
通には、２つの基本画像が発生されるが、それは水ある
いは軟組織に対する一方と骨あるいはカルシウムに対す
る他方である。計算を目的とするには、水および軟組織
を概算するためにプレキシガラスが利用され、そして骨
およびカルシウムを概算するためにアルミニウムが利用
されている。例えば、重みつきの高エネルギーと低エネ
ルギーの画像を１画素づつ減算するような他の変換法も
また、利用されてきた。 Lehmann他による変換の問題点の１つは、それが画像
の雑音を増幅させること、すなわち基本画像が高エネル
ギーあるいは低エネルギー画像のいずれかよりも低い信
号対雑音比を有していることである。ランダム雑音劣化
は高いＸ線減衰、すなわち比較的低い画素値によつて表
わされる脊椎の厚い部分において、特に顕著である。 軟組織おび骨の特定基本画像に作用してランダム雑音
の効果を低減する種々の方法が開発されてきた。１つの
技術は基本画像の各画素を、周囲画素の平均値の百分率
で各画素値を平均した平滑化すなわちフイルタ関数でフ
イルタするものである。この技術の１つの欠点は、それ
が画像の濃い骨の領域における明らかなランダム雑音を
除去するが画像全体をぼやけさせることである。 基本画像の全領域をぼやけさせないようにするため
に、領域特定のフイルタ関数を備える他のものもある。
ランダム雑音は通常、周囲領域と異なる強さのスポツ
ト、すなわち隣接画素の値よりはるかに大きいかまたは
小さい画素値として現われる。特に、１画素値とそれを
囲む近隣画素値の各々との間の偏差が判定される。予め
選択された偏差より大きいものが観察される場合、ぼや
けるフイルタ関数が基本画像のその画素に与えられる。
予め選択された偏差より小さいものが観察される場合、
その画素には何のフイルタリングも与えられない。 この選択的フイルタリング技術の１つの欠点は、隣接
する画素値間の偏差が常に雑音の表示出力であるとは限
らないということである。むしろ、偏差は組織あるいは
骨の境界、細い血管等の結果であるかもしれない。これ
によつてエツジをぼやけさせ、そしてフイルタした基本
画像の細密な詳細を不明瞭にしている。エツジ強調技
術、他の種類の平滑化あるいはフイルタリング等のよう
な他のフイルタリングおよびデータ処理技術もまた、結
果の基本画像に関して実行されてきた。 （ハ） 発明が解決しようとする問題点ならびに作用 本発明の目的は上記の欠点を克服する画像化装置を提
供することである。 本発明の第１の特徴によれば、第１放射線エネルギー
レベルの放射線の照射により得られた第１放射線エネル
ギーレベル画像表示（Ｕ）の各画素に対する電子画素値
を格納する第１画像メモリ手段（102）と、第２放射線
エネルギーレベルの放射線の照射により得られた第２放
射線エネルギーレベル画像表示（Ｖ）の各画素と同じ領
域の各画素に対する電子画素値を格納する第２画像メモ
リ手段（104）と、第１放射線エネルギーレベル画像表
示（Ｕ）の各画素値に第１物質特定フィルタ関数（Ｋ）
で作用し、且つ第２放射線エネルギーレベル画像表示
（Ｖ）の各画素値に第１物質特定フィルタ関数（Ｋ）で
作用し、各画素のノイズを減少化させるフィルタ手段
（44、46、110、112）と、第１および第２放射線エネル
ギーレベル画像表示（Ｕ、Ｖ）の各画素値を変換して第
１の被放射物質特定複合画像を生成する変換手段（48、
130）とを有して構成され、変換処理前段のフィルタ手
段によりノイズの減少化された画素値に基づき第１の被
放射物質特定複合画像を得ることを特徴とする画像化装
置が提供される。 （ニ） 実施例 次に添付の図面を参照して、この発明による２つの画
像化装置ならびに方法について説明する。 第１図では、デイジタルＸ線スリツトスキヤナ、CTス
キヤナ、磁気共鳴画像化装置等のような診断スキヤナＡ
が被検者の同じ当該領域について１組の画像表示、すな
わち低エネルギー画像Ｕと高エネルギー画像Ｖ、を発生
する。調整可能フイルタおよび変換手段Ｂは高エネルギ
ーと低エネルギーの両画像を１つ以上の物質特定の画像
あるいは他の複合画像に変換する。フイルタ変更手段Ｃ
は高エネルギーならびに低エネルギーの両画像の少なく
とも１つを監視して、各画素における信号対雑音比の相
対的大きさを判定し、そしてフイルタおよび変換手段Ｂ
に与えられた関数を適宜変更する。小区域における信号
対雑音比が低くなればなるほど、小区域を表わす画素値
は一層フイルタされるすなわち平滑化される。 第１図に示されるスキヤナＡは、説明のために、スリ
ツトスキヤン投射型デイジタルＸ線撮影装置となつてい
る。それにはＸ線管のようなＸ線源10が含まれていて、
少なくとも２つのエネルギーレベルを有するＸ線の重複
エネルギーフアンビーム12を発生する。入視準器14およ
び出視準器16は患者を通過するＸ線ビームを所定の扇形
面へと視準する。第１のすなわち低エネルギー検出器ア
レー18には、Ｘ線ビームの低エネルギーＸ線を検出する
第１線形検出器アレーが含まれる。第２のすなわち高エ
ネルギーＸ線検出器アレー20には、低エネルギー検出器
アレーのすぐ後に配置されて高エネルギーＸ線光子を検
出する線形のＸ線検出器アレーが含まれる。 低エネルギー検出器の阻止能は、基本的には低エネル
ギー光子が阻止され、そして電気信号に変換されるが、
多くの高エネルギー光子はそれを通過するようなものと
なつている。高エネルギー検出器はより多くの阻止能力
で阻止する、より高濃度の、高い原子番号の物質から構
成されており、そして高エネルギー光子を、そこにぶつ
かる高エネルギー放射線の強さを表わす電気信号に変換
する。高エネルギーと低エネルギーのアレーの各々に対
して１つの検出器が背中合わせになつてＸ線源と１列に
なつて配置されており、従つて１組の対応する検出器
が、患者の同じ線すなわち小区域を横切つた高エネルギ
ー放射線および低エネルギー放射線を検出する。銅の薄
板のようなＸ線吸収性材料22は、低エネルギー検出器を
通過するに足るエネルギーを有する中間エネルギーＸ線
光子を吸収する。この銅の薄板の厚さは予選択された高
エネルギーレベル以下のエネルギーを有する光子を吸収
するように選択される。このようにして、相対的に明確
かつ別々の高エネルギーと低エネルギーの光子レベルが
検出される。 機械による駆動装置24によつて高エネルギーならびに
低エネルギー検出器アレーおよび入出の視準器はビーム
平面を横切つて掃引され、従つて患者の当該矩形領域が
照射される。エンコーダ26は検出器アレーが増分距離を
移動する度ごとに低エネルギーと高エネルギーの画像Ｕ
とＶに対するアドレスを変える。このようにして、検出
器アレーを掃引することによつて１組の長方形の高エネ
ルギーと低エネルギーの検出器格子に類似データを発生
する。そのような検出器格子によつて任意に機械的駆動
装置24とエンコーダ26を除去することもでき、その結
果、高エネルギーと低エネルギーの画像の全画素は１列
づつではなく、同時に収集される。 高エネルギーならびに低エネルギー検出器アレーの各
検出器はアナログ電子出力信号を発生するが、該信号は
受容されるＸ線の強さに比例して変化する。良好な実施
態様において、各検出器は受信した放射線の強さに比例
してシンチレートするすなわち発光するシンチレーシヨ
ンクリスタルを有する。ホトダイオードはアナログ出力
信号を発生し、その振幅はシンチレーシヨンクリスタル
からの光の輝度に従つて変化する。放射線を直接、電気
信号に変換する検出器、CCDデバイス、および他の周知
の放射線検出器もまた考えられる。アナログ／デイジタ
ル変換器28はアナログ強度信号を、放射線の強さのデイ
ジタル表示に変換する。 高エネルギーならびに低エネルギー画像表示はそれぞ
れ、当該走査領域の小区域からなる矩形アレーに対応す
る、矩形の画素アレーによつて画定される。画像の各画
素すなわち当該領域の小区域に対応するデイジタル画素
値は、高エネルギーならびに低エネルギー画像メモリＵ
とＶにおける対応するメモリ素子に格納される。図示の
実施例では、画像の各列における１画素は検出器アレー
における対応検出器に対応する。検出器アレーが増分横
方向距離を掃引する度ごとに、次の隣接画素列に対する
データが発生される。検出器アレーは背中合わせになつ
ているので、低エネルギー画像表示における各画素は、
当該領域の同じ小区域を表わす高エネルギー画像表示に
おける対応画素を有している。良好な実施例において、
例えば濃度の濃い骨のような、最も多く放射線を減衰さ
せる被検者の小区域は、シンチレーシヨンクリスタルに
余り発光させず、従つてより小さいアナログ信号により
低いデイジタル画素値を発生させる。画素値に対する他
の計画も、当然利用することができる。この値は直線的
に、対数的に、あるいは他の予め選択されたＸ線との関
係によつて変化する。 調整できるフイルタおよび変換手段Ｂは、第１の物質
特定画像フイルタおよび変換手段40を有しているが、そ
れは高エネルギーならびに低エネルギー画像をフイルタ
して、メモリ42に格納される第１のすなわち軟組織特定
画像に変換する。第１フイルタ手段は低エネルギーなら
びに低エネルギー画像表示を、別々に、１画素づつ、画
素ごとに異なる適応第１フイルタ関数でフイルタして、
フイルタされた低エネルギーならびに高エネルギー画像
表示を発生する。第１コンボルバ４は第１フイルタ関数
で低エネルギー画像画素値に作用し、フイルタされた低
エネルギー画像表示を発生する。第２コンボルバ46は、
対応する低エネルギー画像画素と同じ第１フイルタ関数
で高エネルギー画像画素値の各々に作用し、フイルタさ
れた高エネルギー画像表示を発生する。すなわち、ｉ番
目の列とｊ番目の行に対する低エネルギー画像画素値Ｕ
（i,j）および同じ列と行に対する高エネルギー画像画
素値Ｖ（i,j）はそれぞれ同じフイルタ関数Ｋ（i,j）に
よつてフイルタされて、（i,j）番目の画素に対応する
フイルタされた値Ｕ′（i,j）およびＶ′（i,j）を発生
する。任意に、コンボルバ44および46から高エネルギー
ならびに低エネルギーのフイルタされた画像を格納する
フイルタ画像メモリ手段を備えることもできる。 第１変換手段48は、フイルタされた低エネルギーなら
びに高エネルギー画像表示出力Ｕ′とＶ′に第１変換Ｆ
により作用し、選択された物質特定画像Ｉを発生する。
すなわち、物質特定画像Ｉはフイルタされた高エネルギ
ーと低エネルギー画像Ｕ′とＶ′の関数Ｆとなつてい
る。 Ｉ＝Ｆ（Ｕ′,V′） （１） 種々の関数Ｆを選択することができる。１例として、
物質特定画像Ｉの各画素値は高エネルギーと低エネルギ
ー画像の対応する画素の差であつてもよい。 Ｉ（i,j）＝Ｖ′（i,j）−Ｕ′（i,j） （２） なお別の例として、物質特定画像は、重みづけされた
平均化のように、フイルタされた高エネルギーと低エネ
ルギー画像の他の直線的組合わせであつてもよい。 但し、ｍとｎは重みづけ率である。 良好な実施態様において、レーマン他によつて説明さ
れた変換に類似した変換が利用されている。物質で選択
された画像の各々はフイルタされた高エネルギーと低エ
ネルギー画像の対応する画素に、対数的に関連する。 Ｉ（i,j）＝Ｋ1logU′（i,j）＋Ｋ2logV′（i,j）＋Ｋ3
logU′（i,j）＋Ｋ4logV′（i,j）＋Ｋ5logU′（i,j）l
ogV′（i,j） （４） 但し、Ｋ1,K2,K3,K4およびＫ5は所定のスキヤナＡおよ
び、画像が初期較正プロセスにおいて選択され得る選択
された物質に対して判定される定数である。ハードウエ
アの制約のために、Ｋ定数は各々選択された走査装置に
とつて異なることもある。さらに、別々の定数が軟組織
選択画像、骨選択画像および他の物質選択画像に対して
選択される。初期較正のためにプレキシガラスが利用さ
れ、軟組織特定画像に対するＫ定数を選択し、そしてア
ルミニウムが較正フアントムとして利用され、骨特定画
像に対する較正定数Ｋを選択することができる。 第２の物質特定フイルタおよび変換手段50は高エネル
ギーならびに低エネルギー画像をフイルタし、そしてメ
モリ52に格納される第２の、好ましくは骨特定画像に変
換する。１組のコンボルバ54と56は第２の適応フイルタ
関数Ｋ2で、高エネルギーならびに低エネルギー画像表
示出力の対応する画素に、１画素づつ、作用する。コン
ボルバ54と56は、発生されるべき物質特定画像に対して
独自に選択される別別のフイルタ関数による以外は、コ
ンボルバ44および46と同様なフイルタ動作を行なう。第
２変換手段58は第２変形Ｇでフイルタされた高エネルギ
ーと低エネルギーの画像に作用して、それらを第２の物
質選択画像、好ましくは骨選択画像Ｉに変換する。表示
手段60はメモリ42と52からの軟組織ならびに骨の特定画
像を、選択液に表示する。上述のように、関数Ｇはフイ
ルタされた高エネルギーと低エネルギー画像表示につい
ての対応画素の差、重みづけ平均値、対数的組合わせ、
あるいは他の直線的または非直線的組合わせであること
ができる。好ましいことに、第２変換Ｇは、定数Ｋの値
が軟組織またはプレキシグラスではなく骨またはアルミ
ニウムに対して特定的に選択されるが、式（４）を実現
する。 適切であれば、高エネルギーならびに低エネルギー画
像をフイルタし、そして他の物質に対して特定である画
像に変換する別の物質特定フイルタ／変換手段を備える
こともできる。フイルタおよび変換は別々の動作として
示されるが、若干のフイルタおよび変形関数は単一の適
応関数に結合することができて、データ処理を促進す
る。 フイルタ変換手段Ｃは画素値のレベルに従つて、画像
の各画素における信号対雑音比を定め、そしてフイルタ
関数すなわち変換を適宜に変更する。画素値が低けれ
ば、すなわち放射線減衰が多ければなお一層、電位は大
きくなり、従つて画素値はかなりの雑音を含むようにな
る、すなわち雑音の多い領域になる。画素値が増加し、
従つて放射線減衰が減少する場合、信号対雑音レベル比
は改善し、そしてフイルタリングの量は低減される。 良好な実施態様において、フイルタ関数Ｋは３×３の
マトリツクスで定義される。 所定の画素値Ｕ（i,j）をこのフイルタ関数でフイルタ
することによつて、この所定画素値を、Ａ×所定画素値
プラスＢ×８個のすぐ隣りの画素値の各々の合計、で置
換される、すなわち、フイルタ画像Ｕ′は下記で定義さ
れる。 Ｕ′（i,j）＝AU（i,j）＋BU（ｉ−1,j−１）＋BU（ｉ
−1,j）＋BU（ｉ−1,j＋１）＋BU（i,j−１）＋BU（i,j
＋１）＋BU（ｉ＋1,j−１）＋BU（ｉ＋1,j）＋BU（ｉ＋
1,j＋１） （６） ＡとＢの値は所定画素値の大きさに従つて選択される。
軟組織にとつてＡとＢの良好な実施態様は第2A図および
第2B図の曲線によつて定められる。 特に第2A図および第2B図を参照すると、画像値が予め
選択された最小閾値70以下である場合、これは良好な実
施態様における画素値のダイナミツクレンジの約２％で
あるが、領域は非常に雑音が多いと考えられる。従つ
て、ＡとＢはそれぞれ1/9であるように選択される。す
なわち、画素値はそれ自体とその周囲の８個の画素値と
の平均値と置換される。画素値が予め選択された高い閾
値72以上である場合、画素値ダイナミツクレンジの約20
％であると都合がよいが、画素値は変化しない。つま
り、Ａ＝１そしてＢ＝０である。 高い閾値と低い閾値の間では、ＡとＢの相対的な大き
さは画素レベルと直線的に変化する。第2A図と第2B図に
示される実施態様において、Ａの値は1/9と１の間で直
線的に変化し、Ｂの値は1/9と０の間で直線的に変化す
る。 第3A図と第3B図では、好ましいことに、異なるフイル
タ関数が軟組織および骨の特定画像に対して選択されて
いる。軟組織に対して第2A図と第2B図で例示された関係
ではなく、骨特定画像に対するＡとＢの良好な値が第3A
図および第3B図で示される。低い画素値すなわち低い閾
値74以下の高いＸ線減衰に対して、各画素はその周囲の
隣接画素によつて再び一様に平均される。予め選択され
た高い閾値レベル76を超えると、各画素はその周囲の隣
接画素によつて平均され続ける。しかし、Ａの値は1/2
で選択され、そしてＢの値は1/16で選択される。高い閾
値と低い閾値の間で、Ａの値は1/9と1/2の間で直線的に
変化し、そしてＢの値は1/9と1/16の間で直線的に変化
する。 ＡとＢの間に別の関係を選択することもできる。しか
し、下記のようであることが望ましい。 Ａ＋8B＝定数 （７） 上記実施態様において、定数は１である。ＡとＢの間の
他の関係を選択できることは明らかであるが、例えばそ
れらの値は指数的に、対数的に、あるいは他の複雑な関
数と共に、変化することができる。例えば、ＡとＢはほ
ぼＳ状曲線で変化しており、その場合Ａは１極値におい
て漸近的に1/9に接近し、そして他極値では軟組織に対
しては１に、骨に対しては1/2に接近する。そしてＢは
１極値においては1/9に漸近的に接近し、そして他極値
では軟組織に対しては０に、骨に対しては1/16に接近す
る。この関数は画素レベルの全ダイナミツクレンジにわ
たつて、カツトオフ閾値なしに連続して変化させること
ができる。 他のフイルタ関数すなわちマトリツクスＫもまた選択
することができる。例えば、５×５マトリツクスのよう
な他のサイズであることもできるが、このマトリツクス
は８個のすぐ周囲の画素値と16個の次にすぐ周囲の画素
値のうちの幾つかによつて各画素値を平均する。さら
に、マトリツクスはなお大きくなると、それぞれの周囲
リング内の画素値はリングの関数としてだけではなく、
中心からの半径方向距離にほぼ従つて変化することがで
きる。他のフイルタ関数も任意に選択することができ
る。 再び第１図において、良好な雑音レベル判定およびフ
イルタ変更手段Ｃには、物質特定画像の各々に対する別
々の回路が含まれている。これによつて、第２図および
第３図のフイルタ関数のような異なるフイルタ関数が、
各物質特定画像に対して選択され得る。しかし、フイル
タ変更手段Ｃの各々は同じ構造を有するので、以下の説
明は両者に等しく適用されることが理解できる。 適切であれば、アドレス計数器手段80によつて低エネ
ルギー画素値Ｕ（i,j）を調整して、フイルタ関数選択
手段82のアドレスに対応させることもできる。好ましい
ことに、低エネルギー画像表示は低エネルギーならびに
高エネルギーの両画像の対応画素に対するフイルタ関数
を選択するのに利用される。良好な実施例において、フ
イルタ関数選択手段は、対応するＡ値を参照する第１画
素値Ｕ（i,j）によつてアドレスされる第１ルツクアツ
プ表84と、対応するＢ値を参照する画素値によつてアド
レスされる第２ルツクアツプ表86とを有している。マト
リツクス手段88はルツクアツプ表84と86から検索した値
から、マトリツクスすなわわちフイルタ関数Ｋを組み立
てる。大規模マトリツクスを利用する場合、別のマトリ
ツクス値を選択するための別のルツクアツプ表を備える
こともできる。任意に、フイルタ関数選択手段82は、各
画素値Ｕ（i,j）からＡとＢの値を数学的に計算する演
算装置であつてもよい。 第４図では、第１と第２、すなわち高エネルギーと低
エネルギーの画像が別々の時間に記録され得る。画像デ
イジタル化装置100は、フイルム、長期記憶螢光体、あ
るいはイメージ増培管出力画像を、第１のすなわち低エ
ネルギー画像の対応する画素に対する画素値に変換し
て、第１画像メモリ手段102に記憶する。次いで、第２
のフイルム、螢光体、あるいは患者の同領域を介して撮
られたイメージ増培管画像は、デイジタル化装置によつ
てデイジタル化され、第２画像メモリ104によつて記憶
される。第１と第２のフイルムあるいは螢光画像が別々
のエネルギーの放射線で撮影された場合には、第１と第
２のデイジタル画像は同じ領域についての高エネルギー
と低エネルギーの画像を表わすことになる。画像を並べ
るための適切なインデキシングが必要とされることもあ
る。 低エネルギーすなわち第１画像における画素値のレベ
ルに従つて、フイルタ関数選択手段Ｃはコンボルバ110,
112,114および116に対する適切なフイルタ関数を選択す
るが、これらのコンボルバはフイルタされた画像を発生
して、フイルタ画像メモリ120,122,124および126に格納
する。 適応変換手段130はそこでの画素値のレベルに従つ
て、フイルタされた画像を組合わせる。画素値モニタ手
段132は、画像の１つ、好ましくはフイルタされた低エ
ネルギー画像の１つ、の画素値の振幅を監視する。種々
の変換関数を選択することができる。変換手段130によ
つて作成された画像は、複合画像メモリ134に格納され
る。例えば、変換手段130は、監視中の画像の対応画素
値が、中心範囲のような、予め選択された振幅範囲内に
ある場合に、４つのフイルタされた画像のすべての対応
画素値を合計することができる。低振幅範囲に対して
は、２つのフイルタされた高エネルギー画像の対応画素
を加算することができる。中心範囲と低範囲の間では、
重みづけ平均化を行なうことができる。同様に、高い画
素振幅範囲において、低エネルギー画像の対応画素を加
算することもできる。中間画素値と高画素値範囲の間で
は、傾斜関数等が、重みづけ平均化を行なう基底として
選択されることができる。他の組合せ式も、当然、考え
られる。
【図面の簡単な説明】 第１図は本発明による第１画像化装置の概略図、 第2A図、第2B図、第3A図および第3B図は本発明による２
つの画像化装置および方法において利用されるフイルタ
関数変更特性図、かつ 第４図は本発明による第２画像化装置の概略図である。 図中、10は放射線源、14と16は視準装置、18と20はＸ線
検出器アレー、24は駆動装置、26はエンコーダ、28はA/
D変換器、42は軟組織画像メモリ、44,46,54,56はコンボ
ルバ、52は骨画像メモリ、60は表示装置、80はアドレス
計数器、84と86はルツクアツプ表、88はマトリツクスを
それぞれ示す。
フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭59−214433（ＪＰ，Ａ) 特開 昭59−229670（ＪＰ，Ａ) 特開 昭59−71740（ＪＰ，Ａ)

Claims (1)

  1. (57)【特許請求の範囲】 １．第１放射線エネルギーレベルの放射線の照射により
    得られた第１放射線エネルギーレベル画像表示（Ｕ）の
    各画素に対する電子画素値を格納する第１画像メモリ手
    段（102）と、 第２放射線エネルギーレベルの放射線の照射により得ら
    れた第２放射線エネルギーレベル画像表示（Ｖ）の前記
    各画素と同じ領域の各画素に対する電子画素値を格納す
    る第２画像メモリ手段（104）と、 前記第１放射線エネルギーレベル画像表示（Ｕ）の各画
    素値に第１物質特定フィルタ関数（Ｋ）で作用し、且つ
    前記第２放射線エネルギーレベル画像表示（Ｖ）の各画
    素値に前記第１物質特定フィルタ関数（Ｋ）で作用し、
    前記各画素のノイズを減少化させるフィルタ手段（44、
    46、110、112）と、 前記第１および第２放射線エネルギーレベル画像表示
    （Ｕ、Ｖ）の前記各画素値を変換して第１の被放射物質
    特定複合画像を生成する変換手段（48、130）とを有し
    て構成され、 前記変換処理前段の前記フィルタ手段によりノイズの減
    少化された前記画素値に基づき前記第１の被放射物質特
    定複合画像を得ることを特徴とする画像化装置。 ２．特許請求の範囲第１項記載の画像化装置は、さら
    に、前記フィルタ処理しようとする前記画素値がノイズ
    による劣化を受けないように、統計的確立に従って前記
    第１物質特定フィルタ関数（Ｋ）を選択的に変化させる
    フィルタ関数変更手段（Ｃ）を有して構成されることを
    特徴とする画像化装置。 ３．特許請求の範囲第２項記載の画像化装置において、
    前記フィルタ関数変更手段（Ｃ）は、フィルタ処理され
    た個々の画素組みの少なくとも１の画素値によりアドレ
    ス指定される前記第１および第２画像メモリ手段の少な
    くとも１と動作可能に接続され、前記アドレス指定され
    た画素値に従ってフィルタ関数（Ｋ）のマトリックス値
    （A,B）を引き出す少なくとも１のルックアップテーブ
    ル（84、86）を含み、前記フィルタ手段（44、46、11
    0、112）は、第１および第２画像メモリ手段の画素値を
    マトリックス（Ｋ）でフィルタするコンボルバ手段（4
    4、46）を含むことを特徴とする画像化装置。 ４．特許請求の範囲第１項記載の画像化装置は、さら
    に、前記第１画像メモリ手段からの第１放射線エネルギ
    ーレベル画像表示（Ｕ）の各画素値を第２物質特定フィ
    ルタ関数（Ｋ2）で処理し、そして第２画像メモリ手段
    からの第２放射線エネルギーレベル画像表示（Ｖ）の各
    画素値を前記第２物質特定フィルタ関数（Ｋ2）で処理
    する第２フィルタ手段（54、56）と、第１および第２画
    像メモリ手段からのフィルタ処理された画素値を第２の
    被放射物質特定複合画像に変換する第２変換手段（58）
    と、第２複合画像を格納する第２複合画像メモリ手段
    （52）と、を備えていることを特徴とする画像化装置。 ５．特許請求の範囲第４項記載の画像化装置は、さら
    に、前記第１および第２物質特定フィルタ関数（K,K2）
    を選択的に変更させるフィルタ関数変更手段（C,C）を
    備えており、該フィルタ関数変更手段（C,C）は第１お
    よび第２画像メモリ手段の１つに動作可能に接続され、
    前記第１および第２フィルタ手段（44、46、54、56）に
    よってフィルタ処理されるべき各画素値に従って前記第
    １および第２物質特定フィルタ関数（K,K2）を変更する
    ことを特徴とする画像化装置。 ６．特許請求の範囲第５項記載の画像化装置は、さら
    に、少なくとも高エネルギーと低エネルギーの放射線を
    発生する放射線源（10）と、被験者の選択された当該領
    域を横切る高エネルギーと低エネルギーの放射線を別々
    に検出し、かつそこで受信された高エネルギーと低エネ
    ルギーの放射線の強さを表わすディジタル電子画素値を
    発生する放射線検出手段（18、20）と、該放射線検出手
    段（20）に動作可能に接続され、当該領域の高エネルギ
    ーの第２放射線エネルギーレベル画像表示（Ｖ）のため
    の各画素に対する高エネルギー放射線の強さを表わすデ
    ィジタル電子画素値を格納する前記第２画像メモリ手段
    と、前記放射線検出手段（18）に動作可能に接続され、
    当該領域の低エネルギーの第１放射線エネルギーレベル
    画像表示（Ｕ）のための各画素に対する低エネルギー放
    射線の強さを表わすディジタル電子画素値を格納する前
    記第１画像メモリ手段とを備えていることを特徴とする
    画像化装置。
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