(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
X線画像データを処理するための方法を実行するための少なくとも一つの電子プロセッサによって実行可能な命令を記憶する非一時的なコンピュータ可読媒体であって、前記方法は、
和画像データ及び差画像データを受信するステップであって、前記和画像データ及び前記差画像データは、対象物を通過する二つの異なるエネルギのX線の強度情報を有し、前記和画像データは前記二つの異なるエネルギの和強度に基づき、前記差画像データは前記二つの異なるエネルギの差強度に基づく、ステップと、
前記和画像データを低周波レンジ及び高周波レンジに分割するステップと、
前記差画像データを低周波レンジ及び高周波レンジに分割するステップであって、前記差画像データの前記低周波レンジはスケーリングファクタによって重み付けされる、ステップと、
前記差画像の前記高周波レンジを前記和画像データの前記高周波レンジに置換することによって低ノイズ画像データを生成するステップと、
前記低ノイズ差画像データを表示するようにディスプレイ装置を制御するステップと
を有する、非一時的なコンピュータ可読媒体。
【請求項２】
前記方法は、
第一の画像データ及び第二の画像データの少なくとも一つを収集するためにX線管及びX線検出器を有するX線イメージング装置を操作するステップであって、前記第一の画像データ及び前記第二の画像データは、対象物を通過するX線の強度情報を有し、前記第一の画像データは前記第二の画像データとして異なるX線エネルギに関連する、ステップと、
前記第一の画像データ及び前記第二の画像データの和を計算することによって前記和画像データを生成するステップ、及び前記第一の画像データ及び前記第二の画像データの差を計算することによって前記差画像データを生成するステップの少なくとも一つと
を更に有する、請求項１に記載の非一時的なコンピュータ可読媒体。
【請求項３】
前記差画像データ及び前記和画像データはフーリエ変換によって周波数レンジに分割される、
請求項１に記載の非一時的なコンピュータ可読媒体。
【請求項４】
前記差画像データ及び前記和画像データは前記和画像データ及び前記差画像データの各々のラプラスピラミッドを決定することによって周波数帯域に分割され、
前記高周波レンジは少なくとも二つの最高周波数帯域を有する、
請求項１に記載の非一時的なコンピュータ可読媒体。
【請求項５】
前記和画像データは前記第一の画像データ及び前記第二の画像データの対応するピクセルのピクセルワイズ加算強度値に基づき、及び
前記差画像データは前記対応するピクセルのピクセルワイズ減算強度値に基づく
態様のうちの少なくとも一方である、
請求項１に記載の非一時的なコンピュータ可読媒体。
【請求項６】
前記和画像データは強度値の和の対数に基づき、及び
前記差画像データは強度値の対数の差に基づく
態様のうちの少なくとも一方である、
請求項１に記載の非一時的なコンピュータ可読媒体。
【請求項７】
前記第一の画像データは閾値より下のX線の強度情報を有し、前記第二の画像データは前記閾値より上のX線の強度情報を有する、
請求項１に記載の非一時的なコンピュータ可読媒体。
【請求項８】
前記第一の画像データ、前記第二の画像データ、前記和画像データ、前記差画像データ及び前記低ノイズ画像データの少なくとも一つは、二次元ピクセルデータを有する、
請求項１に記載の非一時的なコンピュータ可読媒体。
【請求項９】
前記第一の画像データ及び前記第二の画像データは異なるエネルギのX線を区別するように構成される検出器により収集される、
請求項１に記載の非一時的なコンピュータ可読媒体。
【請求項１０】
X線管と、
異なるX線エネルギに関する第一の画像データ及び第二の画像データを収集するように前記X線管に関して構成される検出器と、
ディスプレイ装置と、
コントローラであって、
前記検出器及び前記X線管を用いて和画像データ及び差画像データを収集するステップであって、前記和画像データ及び前記差画像データは、対象物を通過する二つの異なるエネルギのX線の強度情報を有し、前記和画像データは前記二つの異なるエネルギの和強度に基づき、前記差画像データは前記二つの異なるエネルギの差強度に基づく、ステップと、
前記和画像データを低周波レンジ及び高周波レンジに分割するステップと、
前記差画像データを低周波レンジ及び高周波レンジに分割するステップであって、前記差画像データの前記低周波レンジはスケーリングファクタによって重み付けされる、ステップと、
前記差画像の前記高周波レンジを前記和画像データの高周波レンジに置換することによって低ノイズ画像データを生成するステップと、
前記低ノイズ差画像データを表示するように前記ディスプレイ装置を制御するステップと
を実行するようにプログラミングされるコントローラと
を有する、X線イメージング装置。
【請求項１１】
前記X線イメージング装置はマンモグラフィー装置である、
請求項１０に記載のX線イメージング装置。
【請求項１２】
前記コントローラは、
前記検出器及び前記X線管を用いて第一の画像データ及び第二の画像データの少なくとも一つを収集するステップであって、前記第一の画像データ及び前記第二の画像データが、対象物を通過するX線の強度情報を有し、前記第一の画像データは前記第二の画像データとして異なるX線エネルギに関連する、ステップと、
前記第一の画像データ及び前記第二の画像データの和を計算することによって前記和画像データを生成するステップ、及び前記第一の画像データ及び前記第二の画像データの差を計算することによって前記差画像データを生成するステップの少なくとも一つと
を実行するようにプログラミングされる、
請求項１０に記載のX線イメージング装置。
【請求項１３】
前記コントローラは、
前記和画像データ及び前記差画像データの各々のラプラスピラミッドを決定することによって前記差画像データ及び前記和画像データを周波数帯域に分割するステップであって、
前記高周波レンジは少なくとも二つの最高周波数帯域を有する、ステップ
を実行するようにプログラミングされる、
請求項１０に記載のX線イメージング装置。
【請求項１４】
前記コントローラは、
前記和画像データを生成するために前記第一の画像データ及び前記第二の画像データの対応するピクセルの強度値をピクセルワイズ加算するステップ、及び
前記差画像データを生成するために前記対応するピクセルの強度値をピクセルワイズ減算するステップ
の少なくとも一つを実行するようにプログラミングされる、請求項１０に記載のX線イメージング装置。
【請求項１５】
前記コントローラは、
前記和画像データを生成するために強度値の和の対数を生成するステップ、及び
前記差画像データを生成するために強度値の対数の差を生成するステップ
の少なくとも一つを実行するようにプログラミングされる、請求項１０に記載のX線イメージング装置。
【請求項１６】
前記第一の画像データは閾値より下のX線の強度情報を有し、前記第二の画像データは前記閾値より上のX線の強度情報を有する、
請求項１０に記載のX線イメージング装置。
【請求項１７】
第一及び第二の異なるX線エネルギに関する第一の画像データ及び第二の画像データを収集するための検出器構成と、
コントローラであって、
前記第一及び第二の異なるエネルギのX線の和強度を有する和画像データを受信するステップと、
前記和画像データを低周波レンジ及び高周波レンジに分割するステップと、
前記第一及び第二の異なるエネルギのX線の差強度を有する差画像データを受信するステップと、
前記差画像データを低周波レンジ及び高周波レンジに分割するステップと、
前記差画像データの前記低周波レンジをスケーリングファクタによって重み付けするステップと、
前記差画像の前記高周波レンジを前記和画像データの高周波レンジに置換することによって低ノイズ画像データを生成するステップと、
前記低ノイズ差画像データを表示するようにディスプレイ装置を制御するステップと
を実行するようにプログラミングされる、コントローラと
を有する、X線イメージング装置。
【請求項１８】
前記コントローラは、
前記第一の画像データ及び前記第二の画像データの和を計算するステップと、
前記第一の画像データ及び前記第二の画像データの差を計算するステップと
を実行するようにプログラミングされる、請求項１７に記載のX線イメージング装置。
【請求項１９】
前記コントローラは、
前記和画像データ及び前記差画像データの各々のラプラスピラミッドを決定することによって前記差画像データ及び前記和画像データを周波数帯域に分割するステップであって、
前記高周波レンジは少なくとも二つの最高周波数帯域を有する、ステップ
を実行するようにプログラミングされる、請求項１７に記載のX線イメージング装置。
【請求項２０】
前記コントローラは、
前記和画像データを生成するために前記第一の画像データ及び前記第二の画像データの対応するピクセルの強度値をピクセルワイズ加算するステップ、及び
前記差画像データを生成するために前記対応するピクセルの強度値をピクセルワイズ減算するステップ
の少なくとも一つを実行するようにプログラミングされる、請求項１７に記載のX線イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、X線画像データを処理するための方法、コンピュータプログラム及びコンピュータ読取り可能な媒体に関する。 更に、本発明はX線イメージング装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
X線デュアルエネルギの技術において、元のエネルギ画像から特定の画像を計算することは知られている。 通常、異なるX線エネルギにおいて収集される二つのX線画像は、一つの画像に合成される。 たとえば、肺及び胸部の骨は、胸部デュアルエネルギイメージングを用いて互いに区別されてもよい。
【０００３】
デュアルエネルギ軟組織画像の場合、異なるエネルギにおいて収集される二つの画像は、低エネルギ画像のためのスケーリングファクタを使って引かれる。組織を通じる経路はあまり組織に侵入しないため、この軟組織画像において見え得るものは肺における空気バックグランドの前の肺脈管の構造である。肋骨はこの画像において見ることができないので、この画像の付加値は癌小結節のような軟組織構造が、重ね合わされる肋骨に隠されることにあり、これにより、より最適な検出が可能になる。
【０００４】
デュアルエネルギ骨画像の場合、二つの画像は互いから引かれる。 LOW画像に適用される重み付けファクタは、軟組織画像のために使われるものと異なる。減算のための重み付け係数を慎重に選択するとき、ほとんど骨のみが可視であり、すべての軟組織は、患者のそばの直接放射と同じダークグレイで表され得る。
【０００５】
スペクトルマンモグラフィーにおいて、異なるエネルギのX線を区別するように構成されるX線検出器を有するマンモグラフィー装置が使用される。 たとえば、WO 2013/076662 A1は、スペクトル画像処理のタイプを議論する。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
胸部デュアルエネルギイメージングの画像タイプが、スペクトルマンモグラフィーにおいて使われてもよい。 マンモグラフィーにおいて、「脂肪組織」は胸部イメージングにおける軟組織と同等と理解され得る。胸部の脂肪組織に埋め込まれている腺組織は、胸部イメージングにおける骨と同等と理解され得る。 高密度組織は脂肪組織よりもX線に対して透過性がないので、それは多くの場合、「高密度組織」と称される。
【０００７】
スペクトルマンモグラフィー腺画像（又は通常差画像    ）の場合、異なるエネルギの二つの画像は、低エネルギ画像のためのスケーリングファクタを使用して、log領域において互いから引かれる。 この画像は、デュアルエネルギ骨画像に相当すると理解され得る。支配的な脂肪組織を備える位置は、直接放射と同じくらいの暗さで示される。 脂肪組織と異なるすべての組織は、明るく示される。
【０００８】
腺画像は通常非常にノイズが多く、このような種類の画像においてノイズが減らされる必要がある。
【０００９】
このような必要性は、独立請求項の主題によって満たされてもよい。 本発明の更なる実施例は、従属請求項及び以下の説明から明らかである。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
本発明の態様はX線画像データを処理するための方法に関し、スペクトルマンモグラフィーの間の更なる可能な画像として表示されてもよい低ノイズ画像データ又はスペクトル組織画像データをもたらす方法として理解され得る。
【００１１】
本発明の実施例によると、本方法は、和画像データ及び差画像データを受信し、和画像データ及び差画像データは対象物を通過する二つの異なるエネルギのX線の輝度情報を有し、和画像データは二つの異なるエネルギの和輝度に基づき、差画像データは二つの異なるエネルギの（たとえば対数関数の）差輝度に基づく、ステップと、差画像データを低周波レンジ及び高周波レンジに分割するステップと、差画像の高周波レンジを和画像データに基づく高周波レンジに置換することによって低ノイズ画像データを生成するステップとを有する。
【００１２】
和画像データ及び／又は差画像データは、異なるエネルギのX線の間で区別するように構成されるX線マンモグラフィー装置の検出器によって収集されてもよい。 X線マンモグラフィー装置は（第一の）低エネルギ画像データ及び（第二の）高エネルギ画像データを収集し、データのこれらの二つのセットの輝度が、和画像データ及び差（腺）画像データを形成するように（ピクセルワイズに）引かれ、（可能な場合、好適な重み付けで）加えられることも可能である。 代わりに又は更に、X線マンモグラフィー装置は、和画像データ及び低エネルギ画像データを収集してもよく、画像データの他のタイプがそれから計算されてもよい。
【００１３】
結局、強調されたノイズを示さない、又は少なくともほとんどノイズを示さない修正腺画像は、非スペクトル和画像データからの、適切にスケーリングされる元の情報により腺画像データの高い空間周波数を置換することによって生成され得る。
【００１４】
特に、和画像データは線形空間で規定されてもよく（すなわち、低エネルギX線及び高エネルギX線の輝度の総和の情報を含んでもよく）、和画像は第一の画像及び第二の画像の値の輝度の対数の総和によって規定されてもよい。 他方、差画像は、低エネルギX線及び高エネルギX線の輝度の対数の差に関して規定されてもよい。
【００１５】
本発明の実施例によると、和画像データも低周波レンジ及び高周波レンジに分割され、差画像の高周波レンジは、スケーリングファクタによって重み付けされる和画像データの高周波レンジを備える和画像データ及び差画像データの高周波レンジの加重和に置換される。 たとえば、差画像データ及び／又は和画像データの高周波成分は、フーリエ変換によって、又はラプラスピラミッドを用いて導出されてもよく、差画像で置換されてもよい。
【００１６】
生成される低ノイズ画像は、両方の画像タイプの利点を有し得る。 小さな構造及びノイズは、和画像と同じぐらい良好になり得る。和画像の場合のようにスキンライン（対象物/胸部の境界）に向かう勾配はなくてもよい。 低ノイズ画像のローカルな輝度は、差画像におけるのものとして腺組織の量に対する目安になり得る。 通常、表示されるとき、低ノイズ画像データは関連性のない、完全に透過性のある脂肪組織と共に胸部における高密度組織の関連する構造のみを示してもよい。
【００１７】
本発明の別の態様は、プロセッサによって実行されるとき、上記及び下記の方法のステップを実行するように構成されるコンピュータプログラム及びこのようなコンピュータプログラムが記憶されるコンピュータ読取り可能な媒体に関する。コンピュータ読取り可能な媒体は、フロッピー（登録商標）ディスク、ハードディスク、ＵＳＢ（Ｕｎｉｖｅｒｓａｌ  Ｓｅｒｉａｌ  Ｂｕｓ）記憶装置、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ  Ａｃｃｅｓｓ  Ｍｅｍｏｒｙ）、ＲＯＭ（Ｒｅａｄ  Ｏｎｌｙ  Ｍｅｍｏｒｙ）、ＥＰＲＯＭ（Ｅｒａｓａｂｌｅ  Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ  Ｒｅａｄ  Ｏｎｌｙ  Ｍｅｍｏｒｙ）又はＦＬＡＳＨメモリであり得る。コントローラは、コンピュータプログラムを実行するプロセッサを含む。コンピュータプログラムは、コントローラのメモリに記憶され得る。コンピュータ読取り可能な媒体は、プログラムコードをダウンロードすることを可能にするデータ通信ネットワーク、例えばインターネットにもなり得る。
【００１８】
本発明の更なる態様は、X線イメージング装置、たとえば上記及び下記に記載の方法を実行するためのコントローラ、低ノイズ差画像を表示するためのディスプレイ、並びに異なるX線エネルギに関する第一及び第二の画像データを収集するための検出器構成を有する（スペクトル）マンモグラフィー装置に関する。
【００１９】
上記及び下記に記載のX線イメージング装置の特徴が上記及び下記に記載のコンピュータプログラム及びコンピュータ読取り可能な媒体の特徴になり得ること、及びその逆になり得ることは理解されなければならない。
【００２０】
本発明のこれら及び他の態様は、以下に記載された実施例から明らかであり、これらの実施例を参照して説明されるであろう。
【００２１】
本発明の実施例は、添付図面に関して更に詳細に記述される。
【００２２】
図面において使われる参照符号及びそれらの意味は、参照符号のリストにおいて要約形態で列記される。概して同じ参照符号は、図面において同じ参照符号を備える。
【図面の簡単な説明】
【００２３】
【図１】本発明の実施例による、X線イメージング装置を図示する。
【図２】本発明の実施例による、画像データを処理する方法のためのフロー図を示す。
【図３】本発明の実施例による、画像データを処理するための方法を例示するブロック図を示す。
【図４】図3の方法のための重み付けファクタを決定するための特定の点を例示する画像を示す。
【図５Ａ】和画像を示す。
【図５Ｂ】本発明の実施例による、画像データを処理するための方法で決定される低ノイズ画像を示す。
【図６Ａ】他の和画像を示す。
【図６Ｂ】本発明の実施例による、画像データを処理するための方法で決定される他の低ノイズ画像を示す。
【図７Ａ】他の和画像を示す。
【図７Ｂ】本発明の実施例による、画像データを処理するための方法で決定される他の低ノイズ画像を示す。
【発明を実施するための形態】
【００２４】
図1は、X線イメージング装置10、特にＸ線源12、検出器14及びコントローラ16を有する（スペクトル）マンモグラフィー装置10を図示する。 コントローラ16によって起動されるとき、Ｘ線源12は異なるエネルギ（通常X線管の場合）の量子を有するX線ビーム18を生成する。 Ｘ線管は（胸部のような）対象物20を通過して、減衰される。特に、異なるエネルギのX線は異なる態様で減衰される。
【００２５】
検出器14は、異なるエネルギのX線の間で区別するように構成される。たとえば、検出器14は閾値エネルギの周りの量子をカウントし、互いから別個に閾値エネルギを下回る量子をカウントし得る。 対象物20を通じるX線ビームの投射は二次元であり、二次元の画像データにより、コントローラ16における、カウントされた量子から生成され得る。 別々のチャネルにおいてカウントされる検出量子は、低エネルギ又は高エネルギの何れか有するものとして特定    され、高エネルギ画像データ及び低エネルギ画像データが生成され得る。
【００２６】
画像データはディスプレイ22、たとえば装置10のディスプレイ22上の画像として表示され得るデータになり得ることは理解されなければならない。 画像データは、複数のピクセルを有し、各々のピクセルは輝度及び位置を有する。
【００２７】
図2はコントローラ16によって実行され得る方法のためのフロー図を示す。対応するコンピュータプログラムを実行するためのプロセッサを有してもよい。
【００２８】
ステップS10において、画像データ24及び26は検出器14で収集される。 それに応じて構成される検出器14で、第一の（低エネルギ）画像データ24及び第二の（高エネルギ）画像データ26が（たとえば同時に）収集されてもよい。 通常、低エネルギ画像データ24は高エネルギ画像データとしてより低いX線エネルギで収集される画像データに関係し得ることは理解されなければならない。
【００２９】
たとえば、低エネルギ画像データ24は閾値より下のX線の輝度情報を有してもよく、第二の画像データ26は閾値より上のX線の輝度情報を有してもよい。 このタイプの画像データは、スペクトルマンモグラフィー装置の低チャネル及び高チャネルのような、閾値より下及び閾値より上の量子を集める2種類のビンを備える検出器で収集されてもよい。
【００３０】
しかしながら、画像データの二つのセットは次々に収集されてもよく、Ｘ線源12は異なるエネルギに調整される。
【００３１】
結局、コントローラ16は第一の画像データ24及び第二の画像データ26を受信し、第一の画像データ及び第二の画像データは、対象物20を通過するX線18の輝度情報を有し、第一の画像データは第二の画像データとして異なるX線エネルギに関連する。
【００３２】
ステップS12において、コントローラ16は、和画像データ28及び差画像データ30を生成するための画像データ24及び26をさらに処理する。
【００３３】
和画像データ28は、第一の画像データ及び第二の画像データの総和を計算することによって、たとえばピクセルワイズの計算：
【００３４】
LOG［Sum］= LOG［High+ we*Low］
で生成される。
【００３５】
ここで、Highは高エネルギ画像データのピクセルの輝度であり、Lowは低エネルギ画像データ26における同じ位置におけるピクセルの輝度であり、weは（1になってもよく、オプションである）エネルギ重み付けであり、Sumは、対数によるスケーリングでない、同じピクセルにおける和画像データ28の輝度である。 下の更なるステップの場合、対数関数は、（エネルギによりスケーリングされる）輝度値を、対応する組織の（減衰によりスケーリングされる）高度値に変換するSum値に適用される。 要するに、和画像データ28は、輝度値High及びLowの（重み付けされる）総和の対数に基づく。
【００３６】
さらに、ステップ12において、差画像データ30は第一の画像データ24及び第二の画像データ26の差、たとえば、ピクセルワイズの式
【００３７】
Glandular=log（High）−wg*log（Low）
を計算することによって生成される。
【００３８】
ここで、wgは更なる重み付けであり、Glandularは対応するピクセルにおける差画像データの値である。差画像データ30は、輝度値の対数の（重み付けされる）差に基づく。
【００３９】
マンモグラフィーの場合、結果としてもたらされる差画像データ30は腺画像データとしても理解され、結果として取り消し画像をもたらしてもよく、この場合、バックグランド信号は脂肪信号である。
【００４０】
しかしながら、腺画像データ30は通常非常にノイズが高く、以下のステップは修正をもたらす。 通常、以下のステップにおいて、対数和画像データ28の高周波成分との、腺画像データ30の低周波成分の結合が実行される。
【００４１】
ステップS14において、和画像データ28及び差画像データ30の両方は、低周波レンジ32及び高周波レンジ34に分割される。 たとえば、差画像データ30及び和画像データ28は、画像データ28及び30をフーリエ変換し、差画像データ30からノイズを取り除くために選択される周波数値より下及び上で各レンジを選択することによって周波数レンジ32及び34に分割される。
【００４２】
しかしながら、和画像データ及び差画像データの各々のラプラスピラミッドを決定することによって差画像データ30及び和画像データ28を周波数帯域に分割することも可能であり、高周波レンジ34を少なくとも二つ又はそれより多くの最高周波数帯域として選択することも可能である。これは、図3に関して以下に記載されるであろう。
【００４３】
ステップS16において、低ノイズ画像データ36は、差画像30の高周波レンジ32を、和画像データ28及び随意に差画像データ30に基づく、修正される高周波レンジに置換することによって生成される。計算は、以下の（単純化される）式によって表され得る。
【００４４】
低ノイズ画像=cqf*low_frequencies［差画像］+ high_frequencies［LOG［和画像］］
ここで、cqfは、（1になり得る）重み付けファクタである。
【００４５】
たとえば、フーリエ変換の後、閾値より下の差画像データ28の成分は、閾値より上の和画像の成分で構成されてもよく、結果は逆フーリエ変換を用いて低ノイズ画像36を形成するように変換されてもよい。
【００４６】
ラプラスピラミッドに対する、対応する計算は、図3に関して記述される。
【００４７】
要するに、腺画像又は差画像の修正バージョン（「スペクトル組織画像」）が生成され、高い空間周波数が、対数表示される和画像から取得され、低い空間周波数のみが腺画像から取得される。新たな画像は、非スペクトル和画像からの適切にスケーリングされる元の情報により腺タイプ画像の高い空間周波数を置換することによって生成されてもよい。
【００４８】
結局、低ノイズ画像データは、それから低エネルギ及び高エネルギ画像データ24及び26に含まれるスペクトル情報に対する直接の視覚的アクセスを有する、たとえば放射線医に対してディスプレイ22上に表示され得る。
【００４９】
図3は、ラプラスピラミッドで画像データ28及び30の周波数コンテンツを分解する場合の、図2の方法を例示する図を示す。
【００５０】
和画像データ28の場合、和ラプラスピラミッド38は、たとえばlog（和）値から構築される。差画像データ30の場合、差ラプラスピラミッド30は、たとえば腺値から構築される。 これにより、差画像データ30に対する周波数帯域BP1-0乃至BP1-nの数がもたらされ、和画像データ28に対する周波数帯域BP2-0乃至BP2-nの同じ数がもたらされる。数nは、8になり得る。
【００５１】
通常、低ノイズ画像データ36の周波数帯域出力-0乃至出力-8は（βiで重み付けされる）和画像データ28の周波数及び（αiで重み付けされる）差画像データ30の周波数帯域の加重和から計算される。低ノイズ画像36は、ラプラスピラミッド42を画像に逆変換することによって形成される。
【００５２】
重み付けパラメータの一つの単純な可能性のある組合せは、
【００５３】
α0 =α1 =α2 =α3 = 0; 他の全てのα=cqf（30におけるノイズ及び30からスケール微細構造は無視）
【００５４】
β0 =β1 =β2 =β3 = 1; 他の全てのβ= 0（最も高い帯域をコピー）
である。
【００５５】
すなわち、差画像データ30の（4つの）最も高いノイズ帯域が和画像データ29の対応する帯域によって置換される。更に、差画像30の他の帯域が再スケールされ、ファクタcqf（下記参照）でエンコードされる。その後、
【００５６】
低ノイズ画像=（BP2-0 + … + BP2-3）+cqf（BP1-4 + … + BP1-n)
になる。
【００５７】
図4に関して、どのように重み付けファクタwg及びcqfは決定され得るかの例がもたらされる。図4は、両方の高及び低エネルギ画像データ24及び26を表す。
【００５８】
図4において示されるように、Fは画像データ24及び26の脂肪（暗い）部分におけるローカル平均を差し、Dは画像データ24及び26の濃い（明るい）部分におけるローカル平均を差し、Xは直接放射（黒）におけるローカル平均を差す。
【００５９】
FL は低エネルギ画像データ24における脂肪信号になり、FHは高エネルギ画像データ26における脂肪信号になり、XLは低エネルギ画像データ24における直接放射になり、XHは高エネルギ画像データ26における直接放射になる。 総和値は、以下のように計算され、
0006401267.tif 000002
ファクタwgは、
【００６０】
wg =［log（XH）-log（FH）］/［log（XL）-log（FL）］
によるこれらの値から計算される。
【００６１】
このアプローチに後続して、スペクトルシステム較正は不要である。
【００６２】
ファクタwgは、二つのエネルギチャネルにおける異なる物質からの吸収パラメータμから導出されてもよい。
【００６３】
wg =μfatty_high/μfatty_low
【００６４】
上記の決定される値から、また、腺画像及び和画像のコントラスト指数ファクタcqfは、
【００６５】
cqf =［log（FS）-log（DS）］/［log（FH）−log（DH）−wg*、｛log（FL）+Log（DL）｝］
で決定されてもよい。
【００６６】
示される画像の場合、cqf=-5.5である。
【００６７】
これらの値は、テストファントムを使って適切なシステム較正において測定されることができる。
【００６８】
図5A乃至7Bに関して、和画像28及び低ノイズ画像36の比較がもたらされる。 （特に、示される和画像はlog（和）画像である。低ノイズ画像はいずれにしろlog領域にある。）（低ノイズ画像データに基づく）図5Bに示される低ノイズ画像36は、図5Aの通常の和画像28より詳細な態様を示す。それはスペクトル画像とみなされてもよい。
【００６９】
図6A及び6Bは、スキンラインにおける図5A及び5Bからのカットアウトを示す。 画像のこの部分において、和画像28はスキンラインにおいて高い勾配を有し、これを十分に表示することは困難であることが理解される。 ここで低ノイズ画像30は完全にフラットである。
【００７０】
図7A及び7Bは、スキンラインから離れた胸部の内側の部分から、図5A及び5Bからのカットアウトを示す。 画像のこの部分は、二つの画像のためにセットされる同等のウインドウで表示される。 したがって、画像28及び36は互いに全く同様に見え、画像情報が両立され得ることは確かめられる。
【００７１】
本発明は図面及び上記の記載において詳細に図示及び説明されてきたが、このような図示及び記載は単なる例示及び説明であり限定でないと見なされるべきである。本発明は、開示される実施形態に制限されない。開示される実施形態に対する他のバリエーションは、図面、本開示及び従属請求項の精査から、請求される発明を実施する際に当業者によって理解され及び達成され得る。請求項において、単語「有する（comprising）」は、他の要素又はステップを排除せず、不定冠詞「ａ」又は「ａｎ」は、複数を排除しない。単一のプロセッサ又はコントローラ又は他のユニットは、請求項で示されるいくつかの項目の機能を実現してもよい。所定の手段が相互に異なる従属請求項で示される単なる事実は、これらの手段の組み合わせが有利に使用することができないことを示すものではない。請求項における参照符号は何れも、範囲を制限するものとして解釈されるべきではない。
【符号の説明】
【００７２】
10  X線イメージング装置
12  X線源
14  X線検出器
16  コントローラ
18  X線ビーム
20  対象物（胸部）
22  ディスプレイ
24  高エネルギ画像データ
26  低エネルギ画像データ
28  和画像データ
30  差画像データ
32  低周波レンジ
34  高周波レンジ
36  低ノイズ画像データ
38、40、42  ラプラスピラミッド
【図１】
0006401267.tif 000003
【図２】
0006401267.tif 000004
【図３】
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【図４】
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【図５Ａ】
0006401267.tif 000007
【図５Ｂ】
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【図６Ａ】
0006401267.tif 000009
【図６Ｂ】
0006401267.tif 000010
【図７Ａ】
0006401267.tif 000011
【図７Ｂ】
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