(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
マルチ解像度分解方法によって入力画像を幾つかの周波数帯域画像に分割すること、処理された周波数帯域画像を得るために分離された前記周波数帯域画像を処理し、当該処理が、フィルタリングされた周波数帯域画像を形成するために前記周波数帯域画像をフィルタリングすることを含む処理をすること、及びフィルタリングされた出力画像を形成するためにマルチ解像度合成方法を前記処理された周波数帯域画像に行う工程を含む画像処理方法において前記フィルタリングが順序統計値フィルタリングを有することを特徴とする画像処理方法であって、
前記処理が、対応するピクセル値に対し、フィルタリングされた周波数帯域画像のピクセル値と、対応する周波数帯域画像のピクセル値との差を計算することと、前記差をしきい値とを比較することと、前記差が前記しきい値よりも小さな大きさを持つピクセル値に対する前記フィルタリングされた周波数帯域画像のピクセル値から及び前記差の大きさが前記しきい値よりも大きくなる前記ピクセル値に対する前記周波数帯域画像のピクセル値から処理された周波数帯域画像を得ることとを含むことを特徴とする画像処理方法。
【請求項２】
前記順序統計値フィルタリングが有限インパルス応答メディアンハイブリッドフィルタリングであることを特徴とする請求項１に記載の画像処理方法。
【請求項３】
前記しきい値が、調節可能であることを特徴とする請求項１又は２に記載の画像処理方法。
【請求項４】
前記しきい値がＸ線量から得られることを特徴とする前記入力画像が物体をＸ線で照射することで形成されるＸ線画像から得られる請求項３に記載の画像処理方法。
【請求項５】
前記入力画像が副画像を有し、分離された副画像の画像ラインが前記入力画像の交互の画像ラインを形成し、前記フィルタリングが前記入力画像の前記画像ラインとは平行でない方向に沿って行われることを特徴とする請求項１乃至４の何れか一項に記載の画像処理方法。
【請求項６】
マルチ解像度分解方法によって入力画像を幾つかの周波数帯域画像に分割すること、処理された周波数帯域画像を得るために分離された前記周波数帯域画像を処理し、当該処理が、フィルタリングされた周波数帯域画像を形成するために前記周波数帯域画像をフィルタリングすることを含む処理をすること、及びフィルタリングされた出力画像を形成するためにマルチ解像度合成方法を前記処理された周波数帯域画像に行う工程を含む画像処理方法において前記フィルタリングが順序統計値フィルタリングを有することを特徴とする画像処理方法であって、
前記入力画像が副画像を有し、分離された副画像の画像ラインが前記入力画像の交互の画像ラインを形成し、前記フィルタリングが前記入力画像の前記画像ラインとは平行でない方向に沿って行われることを特徴とする画像処理方法。
【請求項７】
前記順序統計値フィルタリングが有限インパルス応答メディアンハイブリッドフィルタリングであることを特徴とする請求項６に記載の画像処理方法。
【請求項８】
入力画像信号を幾つかの周波数帯域画像信号に分割するための分解ユニット、前記周波数帯域画像信号を処理するための変換ユニットであり、処理された周波数帯域画像信号を形成するために前記周波数帯域画像信号をフィルタリングするためのフィルタを有する変換ユニット、及び前記処理された周波数帯域画像信号からフィルタリングされた出力画像信号を形成するための合成器を有する画像プロセッサにおいて、前記フィルタが順序統計値フィルタを有することを特徴とする画像プロセッサであって、
前記変換ユニットが、前記周波数帯域画像信号のピクセル値及び対応する前記フィルタリングされた周波数帯域画像信号のピクセル値を受信し、前記周波数帯域画像信号の前記ピクセル値と、対応する前記フィルタリングされた周波数帯域画像信号のピクセル値との差を計算するように配された演算ユニットと、前記差をしきい値とを比較する比較器と、前記しきい値より小さい値を有する差を持つ前記フィルタリングされた周波数帯域画像信号のピクセル値を選択し、選択されたピクセル値から処理された周波数帯域画像を形成するための選択ユニットとを有することを特徴とする画像プロセッサ。
【請求項９】
Ｘ線画像を形成するためにＸ線ビームで物体を照射するためのＸ線源及び出力部に前記Ｘ線画像からの電子画像信号を供給するためのＸ線検出器を有するＸ線検査装置において、前記Ｘ線検査装置が請求項８に記載され、前記Ｘ線検出器の出力部と結合された入力部を持つ画像プロセッサを具備することを特徴とするＸ線検査装置。
【発明の詳細な説明】
技術分野
本発明は、マルチ解像度分解方法によって入力画像を幾つかの周波数帯域画像に分割すること、処理された周波数帯域画像を得るために分離された周波数帯域画像を処理し、当該処理がフィルタリングされた周波数帯域画像を形成するために周波数帯域画像をフィルタリングすることを含む処理をすること、及びフィルタリングされた出力画像を形成するために前記処理された周波数帯域画像にマルチ解像度合成方法を行う工程を含む画像処理方法に関する。本発明は、入力画像信号を幾つかの周波数帯域画像信号に分割するための分解ユニット（２）、前記周波数帯域信号を処理するための変換ユニット（３）であり処理された周波数帯域画像信号を形成するために前記周波数帯域画像信号をフィルタリングするためのフィルタ（４０，４１，４２）を有する当該変換ユニット（３）、及び前記処理された周波数帯域画像信号からフィルタリングされた出力画像信号を形成するための合成器（５）を有する画像プロセッサ（１）にも関する。
背景技術
画像処理方法及び前記種類の画像プロセッサは、ヨーロッパ特許公報第EP 0 574 969号から既知である。
既知の画像処理方法は特に、医療用放射線画像のノイズを低減することを目的とする。この様な放射線画像は、Ｘ線で患者を照射することで形成される。Ｘ線の量子ノイズのため、特に低いＸ線量によりノイズが放射線画像内に起こる。既知の画像処理方法は、それぞれの解像度レベルで入力画面内の詳細な量を表す周波数帯域画像の１セットの中に入力画像をマルチレベル分解することを含む。前記周波数帯域画像の各々は、入力画像を周波数バンドパスフィルタリングしたバージョンである。この点において、ハイパスフィルタされた画像及びローパスフィルタされた画像もまた、周波数帯域画像の当該セットに含まれるべきとみなされる。前記引用文献は、周波数バンドパス画像に要求される計算努力を減らすためにダウンサンプルされることが述べてある。ノイズ圧縮の形でフィルタリングすることは、周波数帯域画像を分離するために適用され、コントラスト強調は処理された周波数帯域画像を形成するために使用される。前記既知の方法は、マルチレベル分解の使用がデータ圧縮をほぼ達成し、低解像度周波数帯域画像はより低いノイズを含むので、ノイズ圧縮が効果的に実行できるという幾つかの利点を具備する。しかしながら、当該既知の方法は、細部が特に明らかであるノイジーな入力画像に使用されるとき、満足のいく結果が達成されないことは明らかである。既知な方法でフィルタリングすることは、画像内のエッジ及び細線を歪め又は汚し、パッチ状の偽信号を生じる。特に、検査される患者の磁気共鳴画像（ＭＲＩ）又はＸ線画像のような医療用放射線画像において、ノイズが低減し、細部が保持されるように画像を処理することは重要である。例えば、この様な細部は患者の解剖時にわずかの異常として表される。この様な細部が処理後にフィルタリングされた出力画像にはっきりと認められるならば、病状の初期段階の診断のための情報を医師に供給する。
発明の開示
本発明の目的は、画像内の細部も保持するノイズの低減のための画像処理方法を供給することである。
本目的は、フィルタリングが順序統計値フィルタリングを含むことを特徴とする本発明の画像処理方法によって達成される。
ピクセル値のｋ番目の順序統計値は、代数値でｋ番目に大きいと定義される。よって、Ｎ個のピクセル値の数の最小値は第１次統計値であり、最大値はＮ番目の順序統計値であり、中間値は1/2（Ｎ＋１）番目の順序統計値である。順序統計値フィルタの出力値は、入力ピクセル値の１つ又は幾つかの順序統計値の線形結合である。順序統計フィルタリングは、それ自体、文献A.C. Bovik, T.S. HuamgとD.C. MunsonによるIEEE ASSP-31（1983）pp.1342-1350の‘A generalisation of median filtering using linear combination of order statistics’とI. PitasとA.N. VenetsanopoulosによるProceeding of IEEE Vol.80（1992）pp. 1893-1921の‘Order statistics in digital image processing’とから既知である。この様な順序統計値フィルタが入力画面に直接使用されるとき、ノイズによる強度分布の局部的なピークがパッチのような偽信号に見える特色で変換されることは明らかである。
本発明に従い、前記順序統計値フィルタは、分離された周波数帯域画像に使用される。これらの周波数帯域画像は、分離された周波数帯域での入力画像の画像情報を含む、つまり、分離された周波数帯域画像が入力画像内の分離されたスケールのディテールを含む。好ましくは、前記順序統計値フィルタは、前記周波数帯域画像のピクセル値の線形結合に使用される。前記周波数帯域画像は負ではないグレイレベル範囲を持つ簡単なグレイ値画像ではなく、前記周波数のピクセル値が負値と同様に正値を持つので、前記順序統計値フィルタリングは、パッチのような偽信号をほとんど生じない。パッチ状の偽信号が形成されたとしても、これらは異なる周波数帯域画像で独立して起こり、これらが合成段階により観察するとフィルタリングされた出力画像に寄与しないことは明らかである。信号がほとんど変化しないとき、前記順序統計値フィルタはノイズを非常に効果的に減じ、前記信号内で変化が起こるとき、ノイズの低減は当該変化に対する良好な応答とのトレードオフとなる。それ故、前記順序統計値フィルタリングは、ノイズを低減する一方で、エッジ及び細線のような画像内の細部を保持する。
本発明による画像処理方法は、特にＸ線画像又はＸ線画像から得られた画像のノイズを低減することに対し有益となる。これによって、低いＸ線量が検査されるべき患者に使用されている間、良好な診断特性を持つ画像が得られる。
本発明による画像処理方法は、単一画像フレームの用途に適する。それ故、本発明の画像処理方法はノイズの低減が得られる前に少数の画像フレームが形成されて、遅延が生じない。その上、本発明の画像処理方法は、異なるフレーム間での時間的信号の相互関係に頼ってはいない。従って、本発明による画像処理方法は、特に低速度でパルスされたＸ線透視法によるＸ線検査と組み合わせるのに適している。その上、本発明による画像処理手段は心臓の画像のような複雑な動きを含むＸ線画像に十分適応される。
本発明による画像処理方法の好ましい実施は、前記順序統計値フィルタリングが有限インパルス応答メディアンハイブリッドフィルタリングであることを特徴とする。
本発明によるＦＨＭ（有限インパルス応答メディアンハイブリッド）フィルタリング方法は、それ自体、A. Nieminen, P. Heinonen及びY. NeuvoによるIEEE PAMI-9（1987）pp74-90の論文’A new class of detail preserving filters for image processing’から既知である。前記ＦＨＭフィルタリングは、これらのオリエンテーションに関係なく画像内のディテールを保持する。ＦＨＭフィルタリングは、順序統計値フィルタリングを有限数のピクセル値を含むセット、例えば平均のような線形結合に適用する。ＦＨＭフィルタリングは有限インパルス応答を利用するので、データ処理操作の回数は少ない一定回数に限定されたままで、加えて簡単な普通の操作及び中央値の簡単な計算のみを必要とする。それ故、ＦＨＭフィルタリングは、それ自体メディアンフィルタリングと比較して計算上でより効果的になる。
本発明による画像処理方法のもう一つの好ましい実施例は、前記処理が対応するピクセル値に対して、フィルタリングされた周波数帯域画像のピクセル値と対応する周波数帯域画像のピクセル値との間の差を計算し、当該差をしきい値と比較し、前記差が前記しきい値より小さい大きさを持つピクセルに対する前記フィルタリングされた周波数帯域画像のピクセル値から及び前記差の大きさが前記しきい値よりも大きくなる前記ピクセル値に対する前記周波数帯域画像のピクセル値から処理された周波数帯域画像を得ることを特徴とする。
周波数帯域画像のピクセル値は、フィルタリングされた周波数帯域画像のピクセル値と比較されるが、各ピクセル値はほぼ同様な画像情報である。本実施に従い、もしフィルタリングされたピクセル値と入力画像でのピクセル値との間の差が前記しきい値より低いままならば、ノイズのみが取り除かれる。従って、ノイズのピークがほとんど取り除かれるのに対し、画像内の細部に属する孤立された局部信号の多くは保持される。
本発明による画像処理方法のもう一つの好ましい実施は、前記しきい値が入力画像から得られることを特徴とする。
ノイズレベル、つまりノイズによるピクセル値の標準偏差は、しばしば信号レベルに依存する。特に、ノイズがほぼポアッソン形態であるとき、例えばＸ線量子ノイズのような短いノイズがノイズの主原因であるときにノイズレベルは、信号レベルに比例する。本実施において、予測されるノイズレベルが入力画像のピクセル値から判断される。フィルタリングによってほとんど全てのノイズのピークが取り除かれ、画像情報に関するほとんど全ての局部信号の多くが保持されて、前記しきい値の正確な調整が、入力画像から得られる。
本発明による画像処理手段のもう一つの好ましい実施例は、しきい値が低周波の周波数帯域画像から得られることを特徴とする。
前記低周波の周波数帯域画像でのピクセル値は、前記入力画像の平均的なピクセル値に対する正確な判断を与える。従って、しきい値に対する正確な値は、前記ノイズレベルが入力画像の平均ピクセル値にのみほぼ依存している場合に低周波の周波数帯域画像から得られる。
本発明による画像処理手段のもう一つの好ましい実施例は、前記しきい値が調節可能であることを特徴とする。
前記調節可能なしきい値は、フィルタリングされた出力画像を観測者の認知に適応するようにできる。
前記入力画像がＸ線で物体を照射することによって形成されるＸ線画像から得られる本発明による画像処理手段のもう一つの好ましい実施例は、しきい値がＸ線量から得られることを特徴とする。
検査される患者がＸ線で照射され、Ｘ線画像がＸ線検出器上に陰影画像として形成されることで、Ｘ線検査は行われる。前記Ｘ線検出器は、Ｘ線画像を前記Ｘ線画像の輝度分布を表す電子画像信号に変換する。例えば、Ｘ線画像増倍管テレビジョンチェーン又は行と列とに好ましくは配される複数のＸ線感応素子を持つＸ線検出器が用いられる。特に前記Ｘ線検出器がＸ線画像増倍管テレビジョンチェーンであるとき、Ｘ線画像は当該Ｘ線画像増倍管の入口スクリーン上に形成され、出口スクリーン上で光学画像に変換される。前記光学画像は、電子画像信号として出力される電子画像を形成する特にＣＣＤ画像センサを有するカメラで検出される。前記電子画像信号の信号レベルは前記光学画像の輝度値を表す。
特に、Ｘ線検査がＸ線透視法モードで行われるとき、つまり患者が連続的に照射され、一連の画像を生じるとき、Ｘ線強度は患者が受けるＸ線を制限するために低いままであるべきである。低いＸ線強度では、Ｘ線画像は、ノイズを放射するＸ線量子によりかなり強いノイズ成分を含む。Ｘ線透視法での量子ノイズは、画像システムの伝達関数によってフィルタリングされ、これに対応して電子画像信号のノイズ成分はローパスパワーのスペクトラムを持つ。特に、Ｘ線画像のどんな強いノイズのピークも、光学画像及びＸ線画像から得られる電子画像を通過し、前記画像システム伝達関数によって平坦化される。本発明に従う画像処理方法は、入力画像として光学画像のようにＸ線画像及びこのＸ線画像から得られる画像を処理するのに有利である。これは、入力信号としての電子画像信号を本発明による画像プロセッサに与えることで実行され得る。良好なノイズの低減は、本発明により低周波数バンドパス画像が別々にフィルタリングされることで達成される。本発明による画像処理方法は、医学的診断を目的にした放射線医師による使用に適するフィルタリングされた出力画像を供給するために、Ｘ線画像又は電子画像のようなＸ線画像から得られる画像に使用される。特に、治療又は介在手続のための視覚的指導を与えるための画像化と同様に医学的診断目的のため、画像内の細部を保持して、ノイズを取り除くことは有利である。特に、低いＸ線量が用いられるとき、Ｘ線量子ノイズはＸ線量が減少するとさらに有力になるので、ノイズ問題が起こる。
ノイズの寄与は、Ｘ線量子ノイズがポアッソン形態を持つので、Ｘ線画像の平均的な輝度にほぼ比例する。それ故、請求項５で定義された画像処理方法は、ノイズを低減しＸ線画像内又はＸ線画像から得られた画像内の画像ディテールを保持するために用いられる。
本発明による画像処理方法のもう一つの好ましい実施例は、入力画像が副画像を有し、個別の副画像の画像ラインは前記入力画像の交互の画像ラインを形成することを有し、前記フィルタリングは、入力画像の画像ラインに対し平行ではない方向に沿って行われることを特徴とする。
本発明による画像処理方法の実施は、インターレスされた入力画像に有益に用いられ、この様な画像は、インターレスモードで動作する画像検出装置から作られる副画像を含む。入力画像のピクセル値は、画像ライン内の入力画像及び同じ副画像の画像ライン間の画像情報と対応する相互関係を持つが、異なる副画像の入力画像のピクセル値間ではより低い相互関係にある。分離した副画像は画像検出装置によって連続的に出力される。例えば、２：１のインターレスモードでは、画像検出装置は最初に入力画像として画像処理に供給される前記画像の奇数の画像ラインを持つ副画像を記録し、その次に短時間の遅れで、当該画像検出装置は入力画像の偶数の画面ラインを持つ次の副画像を記録する。結果として、２：１でインターレスされた入力画像では、隣接するラインのピクセル値間の相互関係がより少ない一方で、画像ライン内及び１つおきのライン間でのピクセル値の相互関係が高い。好ましい本実施例に従うと、画像ラインに沿ってフィルタリングすることは省かれる。結果として、隣接する画像ラインのピクセル値間の差は、不当でなく信号（の一部）として考慮されず、かなりのノイズの低減がインターレスされた画像に対して達成される。その上、ストライプのような特性で起こるように、ノイズがある副画像では現れるが他の副画像では現れないという不具合は前記画像処理方法ではほとんどない。
本発明による画像処理方法は、輪郭強調及びコントラスト強調のような画像エンハンスメント方法で結合されるのに更に適する。前記ピクセル値でのステップ状の変化が目に見えることを改善するための輪郭強調は、コントラスト又は増幅度に依存するコントラスト及び／若しくは輝度によって高周波バンドパス画像を増幅することで達成できる。つまり、前記増幅度は前記画像の平均ピクセル値の関数及び／又は前記画像のピクセル値の変化度の関数として調整されてもよい。細部が目に見えるように改善するための低い周波数コントラスト圧縮は、低い周波数バンドパス画像の低減で可能となる。特に、Ｘ線透視法で、画像の質は比較的高い量のＸ線露光画像の認識できる画像の質がほぼ得られるということでほぼ改善される。更に、本発明による画像処理方法は、減算心血管撮影法のアプリケーションに適する。
前記画像の細部を保持もするノイズの低減のための画像プロセッサを供給することが、本発明のもう一つの目的である。この目的は、請求項１の画像処理方法を実行するのに適する本発明による画像プロセッサによって達成される。すなわち、本発明による画像プロセッサは、フィルタが順序統計値フィルタを含むことを特徴とする。
本発明による画像プロセッサの好ましい実施例は、請求項３の画像処理方法を実行するのに適する請求項８で定義される。
本発明による画像プロセッサの機能は、適切にプログラムされたコンピュータによって実行されることに注意されたい。代わりとして、前記画像プロセッサは、当該画像プロセッサの機能を実行するために設計された特別な目的のマイクロプロセッサを備えてもよい。本発明による画像処理方法がＸ線画像により作られる、計算された断層撮影法を含むノイズ画像だけでなく、磁気共鳴画像、超音波又は電子顕微鏡によって作られるノイズ画像にも有益に用いられる。
本発明のこれら及び他の特徴は、後述する実施例及び添付した図面を参照して説明されることから明らかとなるであろう。
【図面の簡単な説明】
以下のような特徴を含む添付図面において、第１図は、本発明による画像プロセッサの概略図であり、第２図は、第１図の画像プロセッサの分解ユニットの概略図であり、第３図は、第１図の画像プロセッサの合成器の概略図であり、第４図は、本発明による画像プロセッサの変換ユニットで行われるフィルタリングの概要図であり、第５図は、本発明による画像プロセッサのしきい値測定器の実施例の概略図であり、第６図は、本発明による画像プロセッサのしきい値測定器のもう一つの実施例の概略図であり、第７図は、本発明による画像プロセッサを装備したＸ線検査装置の概要図である。
発明を実施するための最良の形態
第１図は、本発明による画像プロセッサの概略図である。入力画像信号ａ0は、幾つかの解像度レベルでの複数の周波数帯域画像を生じる分解ユニット２に供給される。分離された解像度レベルで、分離された周波数帯域での入力画像の画像情報を含む周波数帯域画像が形成される、つまり当該周波数帯域画像が異なるスケールで画像細部を含む。前記信号レベル、つまり入力画像信号ａ0の信号振幅は、当該入力画像のピクセル値を表す。分解ユニット２の動作は、第２図を参照して後述する。分解ユニット２は、処理された周波数帯域画像信号を合成器５へ与える変換ユニット３と分解ユニット２の出力部で結合する。前記フィルタリングされた出力画像信号は、前記処理された周波数帯域信号から前記合成器ユニットによって構成される。例として３つの解像度レベルのみを示すが実際の状況おいて多くの解像度レベルを用いてもよい。例えば、１ｋ2（つまり１０２４×１０２４）ピクセルを持つ入力画像を処理するためには、５又は６つの解像度レベルを用いてもよい。ピクセル値のいくらかを処分することを含むサブサンプリングが行われるので、含まれるピクセル値の数が減少し、それ故に付加的な解像度レベルの導入は、計算上の負担をほとんど増加しない。ハイパス周波数帯域信号及びローパス周波数帯域信号が各解像度レベルで形成される。ｋ番目の解像度レベルでは、ハイパス画像信号ｈk及びローパス画像信号ｌkが形成される。
０番目の解像度レベルｈ0でのハイパス画像信号が、フィルタリングされたハイパス信号
0003976337.tif 000002
を比較器７０へ供給するＦＨＭフィルタに与えられる。演算装置は、信号
0003976337.tif 000003
との差
0003976337.tif 000004
を計算する減算器５０を含む。比較器６０は、前記差分信号の大きさとしきい値とを比較するために配される。しきい値決定器８０は、０番目の解像度レベルでのローパス周波数帯域信号ｌ0からしきい値の値を得るので、比較器６０で用いられるこのしきい値は入力信号ａ0に依存される。前記差分信号の大きさが現在のしきい値を越えないならば、前記信号
0003976337.tif 000005
が選択ユニット７０で選択され、当該信号
0003976337.tif 000006
が処理された周波数帯域画像信号ｈ〜0として用いられる。差分信号レベルの大きさがしきい値を越えるとき、前記信号ｈ0は、処理された周波数帯域画像信号として用いられる。フィルタリングされたハイパス周波数帯域画像信号との大きな差があり、つまりしきい値を越えることがあるならば、これは大部分入力画像の関連ある細部を示す。画像プロセッサの動作は、この様な場合においてハイパス周波数帯域信号が保持されるので、前記画像での局部的な細部に関するピクセル値がフィルタリングされた出力画像信号に含まれることを達成する。
０番目の解像度レベルに対して上記に説明されたのと同じく、前記画像プロセッサは、周波数帯域信号ｈk（ｋ＝１，２，．．．）から処理された周波数帯域画像信号ｈ〜kを得るために配される。ＦＨＭフィルタ４１及び４２は、フィルタリングされた周波数帯域画像信号
0003976337.tif 000007
を形成する。
0003976337.tif 000008
との差は減算器５１及び５２で計算され、そして比較器６１及び６２によってしきい値と比較される。それぞれの解像度レベルに対する前記しきい値は、しきい値測定器８１及び８２によって低周波周波数帯域画像信号から得られる。前記画像プロセッサは、各々の解像度レベルで処理された周波数帯域画像信号を形成するために、前記差
0003976337.tif 000009
の大きさがしきい値を越えるかどうかに依存して信号
0003976337.tif 000010
を選択するための選択ユニット７１及び７２を動作するための比較器６１及び６２を具備する。
選択可能なものとして、前記周波数帯域信号画像
0003976337.tif 000011
から処理された周波数帯域画像信号ｈ〜kの処理は、前記画像の細部を保持する一方で、ノイズの低減を更に達成するために反復される。実際には、好適な結果は１度だけ反復することで得られることは明らかである。本目的のために、処理された周波数帯域画像信号ｈ〜kは、それぞれのメモリユニット９０，９１及び９２を介してそれぞれのＦＨＭフィルタ４０，４１及び４２の入力へと与えられる。前記反復は、処理された周波数帯域画像信号ｈ〜kが、それぞれのメモリユニット９０、９１及び９２を介してピクセル毎に供給されることで繰り返し行ってもよい。代わりとして前記反復は、画像フレームを完全にするのに関して処理された周波数帯域画像信号ｈ〜kのピクセル値がそれぞれのメモリユニット９０、９１及び９２に記憶され、それぞれのＦＨＭフィルタ４０，４１及び４２へ供給されることでフレーム毎に行われてもよい。
第２図は、第１図の画像プロセッサの分解ユニット２の概略図である。前記画像信号ａ0は、前記画像での２方向（ｘ及びｙで示される）でローパスフィルタリングと例えば２のダウンサンプリングとを行うローパスダウンサンプリングフィルタ１０１及び１０２に与えられる。ダウンサンプリングは、２ピクセル値毎に省くことによって行われる。ローパスダウンサンプリング信号ａ1は、補間回路２００へ与えられる。前記補間回路２００は、ｘ及びｙの両方向でアップサンプリングも行う一組のローパスアップサンプリングフィルタ１１１及び１１２を形成する。ローパスアップサンプリングフィルタ１１１及び１１２の補間回路としての動作は、前記信号ａ1の連続するピクセル値の間に０を挿入し、スムージングを行うことである。前記ローパスアップサンプリングフィルタ１０１及び１０２並びにローパスダウンサンプリングフィルタ１１１及び１１２は、同じ又は異なるカットオフ周波数を持ってもよい。前記補間回路２００は、ハイパス周波数帯域画像信号ｈ0を形成するために、前記入力画像信号ａ0から減算器１２０で減算されるローパス周波数帯域画像信号ｌ0を得る。前記信号ａ1及びｌ0は、ローパスダウンサンプリングフィルタ１０１及び１０２のカットオフ周波数に対応する少なくとも空間的大きさに関する変化を持つ画像情報を含む。
前記信号ａ1は、信号ａ2を形成するための１組のローパスダウンサンプリングフィルタ１０３及び１０４へ次に進む。ローパス周波数帯域画像信号ｌ1は、信号ａ2から１組のローパスアップサンプリングフィルタ１１３及び１１４を有する補間回路２０１によって得られる。前記信号ａ2及びｌ1は、ローパスダウンサンプリングフィルタ１０３及び１０４のカットオフ周波数に対する少なくとも空間的大きさに関する変化を持つ画像情報を含む。減算器１２１によって、第１解像度レベルに対するハイパス周波数帯域画像信号ｈ1は、ａ1及びｌ1信号からすなわちｈ1＝ａ1−ｌ1から得られる。
信号ａ2は、信号ａ3を形成するための１組のローパスダウンサンプリングフィルタ１０５及び１０６へ次に進む。ローパス周波数帯域画像信号ｌ2は、信号ａ3から１組のローパスアップサンプリングフィルタ１１５及び１１６を含む補間回路２０２によって得られる。減算器１２２によって、第１解像度レベルに対するハイパス周波数帯域画像信号ｈ2は、信号ａ2及びｌ2から得られる。前記信号ａ3及びｌ2は、ローパスダウンサンプリングフィルタ１０５及び１０６のカットオフ周波数に対応する少なくとも空間的大きさに関する変化を持つ画像情報を含む。
連続する解像度レベルに対する周波数帯域画像信号への分解は、第２図の実施例で示される３つのレベルを越えて継続できることは、当業者には明白であろう。
第３図は、第１図の画像プロセッサの合成器５の概要図である。前記合成器５は、信号ａ〜2を形成するために最も低い解像度レベルの（この場合２番目の）ローパス周波数帯域画像信号ｌ2を前記処理されたハイパス周波数帯域画像信号ｈ〜2へ加えるために配される加算器１３０を含む。ローパスアップサンプリングフィルタ１４１及び１４２で形成される補間回路１５０は、第１解像度レベルのローパス処理された周波数帯域画像信号ｌ〜1を得る。もう１つの加算器１３１は、信号ａ〜1を形成するために第１解像度レベルｈ〜1の処理されたハイパス周波数帯域画像信号ｌ〜1を加える。０番目の解像度レベルのローパス処理された周波数帯域画像信号ｌ〜0は、もう一つの補間回路１５１によって信号ａ〜1から得られる。最終的に、０番目の解像度レベルのフィルタリングされた出力画像信号ａ〜0は、信号ｌ〜0及びｈ〜0を加える更にもう一つの加算器１３２によって形成される。前記信号レベル、すなわちフィルタリングされた出力画像信号ａ〜0の信号振幅は、フィルタリングされた出力画像のピクセル値を表す。補間回路１５１は、２つのローパスアップサンプリングフィルタ１４３及び１４４を含む。前記補間回路１５０及び１５１は、分解ユニット２の補間回路２００及び２０１と同じ方法で動作する。前記補間回路１５０及び１５１のローパスアップサンプリングフィルタの周波数特性は、分離した解像度レベルでそれぞれ対応する解像度レベルのローパスアップサンプリングフィルタ１１１から１１６に正確にマッチングされるべきであることに注意されたい。正確なマッチングは、結合された分解−結合過程での画像情報の損失を避けるために必要とされる。
第４図は、本発明による画像プロセッサの変換ユニットで行われるフィルタリングの概要図である。例として、ｋ番目の解像度レベルのハイパス周波数帯域画像のフィルタリングが述べられている。前記信号ｈkは、ピクセル値ｂrsを含む。前記画面での各点（ｒ，ｓ）に対し、行列素子ｃpqを持つ３×３の行列は以下のように計算される。
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もちろん、ｃ00はピクセル値ｂrsである。次に、ｃpqの第０次３重項の中間値が（ＭＥＤ０と記された箱で示す）計算され、当該３重項は行列内でｃ00の周り全４方向へ延在する。次に水平及び垂直方向の中間値は、第１次３重項を形成するために中心値ｃ00と結合される。もう一つの第１次３重項は、前記中心値ｃ00と一緒に行列の対角線方向に関する両方の３重項から形成される。ＭＥＤ１と記された箱は、第１次中間値の計算を示す。第２次３重項は、中心値ｃ00と一緒に（ＭＥＤ２の箱で）第１次３重項の中間値から形成される。第２次３重項の中間値は、フィルタリングされたハイパス周波数帯域画像
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の位置（ｒ，ｓ）のピクセル値ｄrsとして結局用いられる。前記計算は、簡単な中間値のカスケードとなる。それがメディアンフィルタリングで試験される４方向の各々で極値ならば、前記カスケードメディアンフィルタリングは、中央のグレイ値ｃ00を置き換える。どの方向でも本場合ではないならば、例えば中央グレイレベルがその方向から隣接平均で輝度ランプの部分であるとき、中央グレイレベルは信号とみなされ保持される。前記カスケードメディアンフィルタリングは、示されている本例では、１ビットシフトにより実行される２つのピクセル値の各々の合計と中央値を７回計算することとで行われる８回の簡単な平均的動作を必要とするだけである。前記フィルタリングは、ハイパス周波数帯域画像のピクセル値ｂrsの有限数（ここでは３）のみ伴う計算を含み、この特徴が当該フィルタリングの有限インパルス応答特性を表すことに注意されたい。カスケードメディアンフィルタリング出力の場合、中央値Ｃ00は、当該中央値と、せいぜい既定された値と異なるサンワインディング行列素子Ｃpqの値との平均によりその出力を置き換えるのに有益であることが明らかである。この方法において、更なるノイズの低減が達成される。さらに、コントラストは、中央値が予め設定した境界値を越えるような場合での中央値よりも大きな値を持つサンワインディング行列素子のみ量を遅らせて前記平均を形成することによって強調される。
インターレス画像の場合において、ハイパス周波数帯域画像の処理は、ｃ0,-1及びｃ01が検査されず、第１次中央値が、垂直及び２つの対角線方向、すなわち画像ラインに平行ではない方向に対してのみ検査されることで好ましくは修正される。次に、垂直方向に対する第０次中間値ＭＥＤ０の結果は、直接第２次中間値フィルタＭＥＤ２に与えられる。
第５図は、本発明による画像プロセッサのしきい値判定器８０，８１及び８２の１つの実施例の概略図である。各しきい値判定器は、問題となる解像度レベルに対し入力画像の信号レベルの関数として予測される標準偏差が蓄積されるルックアップテーブル（ＬＵＴ）８５を有する。予測される標準偏差は例えば表形式で保存される。問題となる解像度レベルのローパス周波数帯域画像信号ｌkは、ルックアップテーブル８５に与えられる。前記信号ｌkの信号振幅に関連して、ｋ番目の解像度レベルに対して予測される標準偏差レベルσkは、ルックアップテーブル８５で与えられる。任意に、前記予測される標準偏差は、ノイズレベルの外部影響を考慮する外部のスケール係数が乗算されてもよい。例えば、入力画像信号を発生するのに用いられるＸ線量は、ノイズレベルが依存するパラメータである。スケール選択器８６は外部信号に依存する適切なスケール係数Ｓcを出力する。マルチプリケータ８７は、問題となる解像度レベルに対ししきい値Ｔkを供給する。前記ノイズレベルで問題となる解像度レベルへの分解の効果を考慮するために、分離されたルックアップテーブルが各解像度レベルで供給される。
第６図は、本発明による画像プロセッサのしきい値判定器のもう一つの実施例の概略図である。第６図に示される実施例において、共通のルックアップテーブル１８１は、前記信号ｌkのピクセル値に依存した予測される標準偏差σkを含んで供給される。前記ルックアップテーブルは、バス１８２を介しそれぞれのしきい値判定器と通信するよう配される。平均的なグレイレベルに関して予測された標準偏差は、マルチプリケータ８７に与えられ、当該マルチプリケータ８７は、ノイズレベルで問題となる解像度レベルの効果を考慮するために、適切なスケール係数によって予測される標準偏差レベルσkを乗算する。それぞれの解像度レベルに関連するスケール係数値αkは、メモリユニット１８３に記憶される。任意に、予測される標準偏差は、第５図に関し説明されたのと同様の方法でノイズレベルの外部影響を考慮して外部スケール係数が乗算されてもよい。ｋ番目の解像度レベルに対するしきい値Ｔkは、マルチプリケータ８７の出力部に与えられる。
第７図は、本発明による画像プロセッサを備えるＸ線検査装置の概要図である。前記Ｘ線検査装置１１は、例えば放射線で検査される患者のような物体１３をＸ線ビーム１４で照射するためのＸ線源１２を有する。患者内のＸ線吸収量の局部的な変化によって、Ｘ線の陰影画像がＸ線検出器１６のＸ線感応面１５上に形成される。電子画像信号は、Ｘ線検出器によってＸ線画像から得られる。特に、前記Ｘ線検出器は、Ｘ線感応面１５を含む入口部１８を持つＸ線画像増倍管１７を有する。前記入口部１８上へ入射したＸ線は、出口窓１９上に光学画像を生じる電子ビームを介して画像に変換される。前記入口部は、シンチレータスクリーン３０の形式を持つＸ線感応面及び光電陰極３１を有する。前記入射Ｘ線は、シンチレータスクリーン内で光電陰極３１が感応する例えば青色光又は紫外線に変換される。光電陰極３１によって生じた電子ビーム３２は、光学システム３２によって出口窓１９に配置される蛍光体スクリーン３３上で像となる。前記電子光学システムは光電陰極３１、中空陽極３４及び多数の電極３５を有する。カメラ２０は、前記光学画像を検出するように配され、この目的の為光学結合部２１例えばレンズシステムは、前記カメラ２１を出口窓１９と光学的に結合するために供給される。前記カメラの出力部での電子画像信号は、入力画像信号ａ0として本発明による画像プロセッサ１に与えられる。細部が保持される一方、前記出力信号ａ〜0は、ノイズがかなり低減するフィルタリングされた出力画像を表す。特に、４−５ｄＢのノイズの低減が達成されるのは明らかである。従って、低いＸ線量が用いられるときでさえ、フィルタリングされた出力画像は高度な診断上の質を有する。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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