BEREICH DER ERFINDUNG
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Diese Erfindung betrifft ein Bildbearbeitungsverfahren und eine dazu
geeignete Anordnung, und insbesondere ein Verfahren und eine Anordnung zum
Ausführen eines unscharfen Maskierungsvorgangs auf einem Bild auf einem
Röntgenfilm (nachstehend bezeichnet mit "Röntgenbild") zum Verbessern der diagnostischen
Genauigkeit, wenn das Röntgenbild vervielfacht wird, und weiter ein Verfahren und
eine Anordnung zum Frequenzbearbeiten eines Bildes in einem System zum
Aufzeichnen und Wiedergeben eines Strahlungsbildes mit Hilfe einer anregbaren
Leuchtplatte.
STAND DER TECHNIK
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Ein derartiges Bildbearbeitungsverfahren ist aus der amerikanischen
Patentschrift 4 317 179 bekannt. In dieser Patentschrift ist ein Verfahren beschrieben,
mit dem die superniedrige Frequenzkomponente in einem Röntgenbild angehoben wird,
um ein Bild hoher Qualität zu erhalten, das für den Gesichtssinn akzeptabler ist, und in
dem die Hochfrequenzkomponente mit einem hohen Geräuschpegel verhältnismäßig
abgenommen hat. Mit diesem Verfahren wird ein ursprüngliches Röntgenbild abgetastet
und in ein elektrisches Signal umgewandelt, und das elektrische Signal wird einem
Bildbearbeitungsvorgang unterworfen, in dem ein unscharfer Maskierungsvorgang von
D' = Dorg + β (Dorg - Dus) geleitet wird, worin D' die Dichte des mit dem
endgültigen vervielfachten Röntgenbild wiedergegebenen Bildes, Dorg die Dichte des
ursprünglichen Bildes, β ein Anhebungskoeffizient und Dus die unscharfe Maskendichte
entsprechend der superniedrigen Frequenz am betreffenden Abtastpunkt ist, wobei die
Frequenz unter der superniedrigen Frequenz angehoben wird.
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Jedoch wurden in diesem Verfahren folgende Nachteile festgestellt. Durch
Anheben der besonderen Frequenzkomponente werden Ränder oder Gegenstände im
wiedergegebenen Bild hervorgehoben, ungeachtet der Abmessung der Gegenstände.
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Dadurch verdunkeln in jenen Teilen des Bildes, in dem ein interessanter kleiner
Gegenstand zusammen mit einem größeren strukturierten Gegenstand detektiert werden,
die hervorgehobenen Ränder des größeren Gegenstands die diagnostischen Einzelheiten
des kleineren Gegenstands. Weiter treten sogar in dem anderen Bereich als in dem
Bereich mit sich überlappenden größeren und kleineren Gegenständen durch
Überschwingen oder Unterschwingen im wiedergegebenen Bild Geisterbilder auf an den
Rändern des Gegenstands, was selbstverständlich eine Beeinflussung der Diagnose
bedeutet.
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Die vorgenannten Nachteile bei diesem Stand der Technik werden jetzt
anhand der Zeichnung, insbesondere in Fig. 1A bis 1D bei einem eindimensionalen
Beispiel, und mit weiteren Einzelheiten näher erläutert. In Fig. 1A bis 1D stellen die
Abszisse die Zeit (Position) und die Koordinate den Signalpegel dar. In
Übereinstimmung mit der Formel wird die unscharfe Maskendichte Dus nach Fig. 1B von der
ursprünglichen Dichte Dorg nach Fig. 1A zum Erhalten von Dorg-Dus abgezogen, was
zum Erhalten von β(Dorg-Dus) nach Fig. 1C vervielfacht wird, und das Ergebnis wird
bei der ursprünglichen Dichte Dorg zum Erhalten eines Bildsignals mit hervorgehobenen
Rändern mit Überschwingen A oder Unterschwingen B nach Fig. 1D addiert. Bei
diesem Stand der Technik gibt es den Vorteil, daß der Kontrast eines Gegenstands
vergrößert wird, wenn die Abmessung der unscharfen Maske größer ist als die
Abmessung des Gegenstands, aber die Ränder werden ebenfalls unerwünscht
hervorgehoben. Weiter werden die Ränder von Knochen oder des Herzens hervorgehoben,
obgleich diese Strukturen eine große Abmessung durch ihre steilen Ränder haben, da
die Emphase der Ränder ungeachtet der Abmessung des Gegenstands auftritt, aber von
dem Randgradienten des Objekts abhängig ist. Die hervorgehobenen Ränder mit
Überschwingen oder Unterschwingen erscheinen als Geisterbild und beeinträchtigen die
diagnostische Genauigkeit und die Bildqualität.
DARSTELLUNG DER ERFINDUNG
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Anläßlich vorgenannter Nachteile im Stand der Technik eines
Röntgensystems liegt der Erfindung die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren zum Bearbeiten eines
Röntgenbildes oder eines Strahlungsbildes zu schaffen, mit dem die Frequenzanhebung
ohne Erzeugung eines Geisterbildes durch Überschwingen oder Unterschwingen
ausgeführt wird.
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Der Erfindung liegt die weitere Aufgabe zugrunde, eine Anordnung zur
Bearbeitung eines Röntgenbildes oder eines Strahlungsbildes durch Anheben einer
besonderen Frequenzkomponente ohne Erzeugung eines Geisterbildes durch
Überschwingen oder Unterschwingen zu schaffen.
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Das Verfahren und die Anordnung zum Durchführen der
Frequenzanhebung nach der Erfindung sind dadurch gekennzeichnet, daß im Gegensatz zur
Frequenzanhebung nach dem Stand der Technik, wobei die unscharfe Maskendichte oder das
Signal (Dus, Sus) auf der Basis eines Mittelwerts der Bildsignale aller Abbildungszellen
in der unscharfen Maske gegeben wurde, die unscharfe Maskendichte oder ein
derartiges Signal auf der Basis des Medianwerts (Zentralwerts) der Signale der
Abbildungszellen oder Abbildungselemente bestimmt wird, wobei der Medianwert (die
(N²+1)2. Daten im kumulierten Histogramm, wenn N ungeradzahlig ist, und die N²/2.
oder N²/2+1. Daten im kumulierten Histogramm, wenn N geradzahlig ist) als die
unscharfe Maskendichte oder das unscharfe Maskensignal (Dus, Sus) angenommen
wird.
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Da der Medianwert als unscharfes Maskensignal benutzt wird, ist es
erfindungsgemäß möglich, die Abmessung des Gegenstands zu begrenzen, die im
Vergleich zu der hervorgehoben wird, die eine Abmessung kleiner hat als die Hälfte der
Abmessung der unscharfen Maske, das Auftreten von Überschwingen und
Unterschwingen zu verhindern und das Geisterbild zu beseitigen.
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Dadurch werden bei Anwendung der vorliegenden Erfindung bei der
medizinischen Diagnose die Ränder von Strukturen mit großen Abmessungen, wie z. B.
Rippen und Herz nicht, sondern nur die Blutgefäße hervorgehoben. Dementsprechend
eignet sich dieses Verfahren besonders zum Verstärken von Blutgefäßschatten in einem
Lungenbild und liefert ein Bild mit hoher diagnostischer Wirksamkeit und Genauigkeit.
Weiter eignet sich dieses Verfahren zum Verstärken von Magenwänden oder feinen
Knochenstrukturen. Also kann die diagnostische Wirksamkeit und Genauigkeit im
Bereich der medizinischen Diagnose erheblich verbessert werden. Weiter läßt sich die
Form der Knochenränder genau reproduzieren, da die Bildung von Geisterbildern in den
Röntgenbildern verhindert wird, wodurch Fehler in der Diagnose vermieden werden,
was in der medizinischen diagnostischen Anwendung besonders erwünscht ist.
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Es sei bemerkt, daß ein Bildbearbeitungsverfahren und eine derartige Anordnung der
vorgenannten Art aus den europäischen Patentanmeldungen EP 031.952 und EP 032.237
bekannt sind. In diesen Patentschriften sind ein Verfahren und eine Anordnung zum
Bearbeiten eines Bildes beschrieben, und insbesondere eines Röntgen- oder
Strahlungsbildes. Bei der Verarbeitung des Ausgangssignals aus einer Bildabtasteinrichtung, wird
das Ausgangssignal in ein elektrisches Signal Sorg umgesetzt, aus dem ein unscharfes
Maskensignal Sus entsprechend den superniedrigen Frequenzen für jeden Abtastpunkt
erhalten wird. Anschließend erfolgt eine mit S' = Sorg + F(X) angegebene
Signalumsetzung zum Anheben der Frequenzkomponente über der superniedrigen Frequenz,
wobei X ist X = Sorg - Sus und F(X) eine monotone Erhöhungsfunktion ist, die die
Bedingung von F'(X&sub1;) ≥ F'(X&sub2;) ≥ 0 für beliebige Werte von X&sub1;, X&sub2; oder X( X&sub1; <
X&sub2; ) erfüllt.
BESCHREIBUNG DER AUSFÜHRUNGSBEISPIELE
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Die Erfindung wird nachstehend anhand der Zeichnung näher erläutert. Es
zeigen
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Fig. 1A, 1B, 1C und 1D graphische Darstellungen, die das Bildsignal bei
Frequenzbearbeitung nach dem Stand der Technik darstellen,
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Fig. 2 eine schematische Ansicht eines Ausführungsbeispiels einer
Anordnung zur Durchführung des erfindungsgemäßen Bildbearbeitungsverfahrens,
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Fig. 3 eine Blockschaltung, die ein Beispiel einer Abwandlung eines Teils
der Anordnung darstellt,
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Fig. 4A bis 4E graphische Darstellungen, die das Bildsignal zeigen, das
erfindungsgemäß frequenzbearbeitet wurde,
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Fig. 5 und 6 erklärende Ansichten zum Erläutern des
Berechnungsverfahrens zum Erhalten eines erfindungsgemäßen unscharfen Maskensignals,
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Fig. 7 eine graphische Darstellung mit einer Abwandlung des
Anhebungskoeffizienten,
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Fig. 8A, 8B und 8C Diagramme zur Darstellung verschiedener Verfahren
zum Erhalten des Medianwerts, und
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Fig. 9 eine schematische Darstellung mit einem anderen
Ausführungsbeispiel einer Anordnung zur Durchführung des erfindungsgemäßen
Bildbearbeitungsverfahrens.
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In Fig. 2 ist ein Ausführungsbeispiel einer Anordnung zur Durchführung
des erfindungsgemaßen Bildbearbeitungsverfahrens dargestellt. Ein Röntgenfilm 1 mit
Röntgenbildinformation wird an der Oberfläche einer rotierenden Trommel 3 aus
transparentem Material befestigt, und das Licht aus der Lichtquelle 2 in der Trommel 3
geht durch den Röntgenfilm 1 und erreicht die Photovervielfacherröhre 4, die außerhalb
der Trommel 3 zum Umsetzen der Bildinformation in ein elektrisches Signal angeordnet
ist. Das elektrische Bildsignal wird mittels eines logarithmischen Verstarkers 4' und
eines Analog/Digital-Wandlers 5 in Digitalwerte umgesetzt, um Digitalwerte der
ursprünglichen Dichte Dorg zu erhalten. Die Röntgenbildinformation wird mit Hilfe
eines Trommelabtasters im oben beschriebenen Beispiel digitalisiert. Jedoch sei darauf
hingewiesen, daß statt dieses Abtasters ein flacher Abtaster mit einem
CCD-Zeilenfühler verwendbar ist.
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Das Bildsignal stellt die auf diese Weise erhaltene ursprüngliche Dichte
Dorg oder das Signal aus einer Speicheranordnung 6 dar, die das auf diese Weise auf
eine Magnetband oder auf eine Platte erhaltene ursprüngliche Dichtesignal Dorg
speichert, und wird einer Medianwertberechnungseinheit 7 zugeführt. In der
Medianwertberechnungseinheit 7 wird ein Medianwert (Dus) des Bildsignals oder werden
Digitaldaten der Abbildungselemente in einer unscharfen Maske mit der Abmessung N·N
berechnet, und der berechnete Medianwert Dus und das ursprüngliche Dichtesignal
Dorg gelangen an eine arithmetische Einheit 8. In der ALU-Einheit 8 wird ein Vorgang
von Dorg + β(Dorg-Dus), d. h. Frequenzbearbeitung, zum Ausgeben einer
endgültigen Bilddichte D durchgeführt, die frequenzbearbeitet ist.
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Obiger Vorgang ist mit Hilfe eines Mehrprozessors durchführbar,
wobei die Synchronisation für jede Zeile oder nach Fig. 3 durch nichtsynchronisierte
Berechnung von Medianwertberechnung und Frequenzbearbeitungsberechnung erreicht
wird. Das bedeutet, das es in Fig. 3 möglich ist, eine Bilddichte Dorg in einen
Bildspeicher 10 einzugeben und den Medianwert und die Frequenzbearbeitung auf
nichtsynchronisierte Weise in einer Medianwertberechnungseinheit 7' und einer
Frequenzbearbeitungsberechnungseinheit 8' auf der Basis der im Bildspeicher 10
gespeicherten Digitaldaten zu berechnen, der als Ausgangssignal ein endgültiges
Bildsignal ausgibt, das die endgültige Bilddichte D aus dem Bildspeicher 10 anzeigt. Die
Berechnung nach dem Beispiel in Fig. 3 ist nachteilig, weil es keine Echtzeitbearbeitung
ist, aber ist vorteilhaft in dem Sinne, daß ein Bild nur auf der Basis des Medianwerts
ausgegeben wird. Weiter ist es selbstverständlich möglich, die Berechnung in der
Medianwertberechnungseinheit 7' und die Berechnung in der
Frequenzbearbeitungseinheit 8' durchzuführen, die zueinander mit Hilfe eines einfachen Prozessors
synchronisiert sind.
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Das Ausgangsbildsignal gelangt an ein Aufnahmegerät oder an ein
Wiedergabegerät zum Aufnehmen oder Wiedergeben eines Bildes. Das bedeutet, daß
das Ausgangssignal zur Wiedergabe eines sichtbaren Bildes auf einem
Computertomographen eines photoempfindlichen Materials auf ein Magnetband oder auf eine Platte
aufgezeichnet werden kann.
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Jetzt wird anhand der Fig. 4A bis 4E der Effekt der Frequenzbearbeitung
oder des unscharfen Maskierungsvorgangs, bei dem der Medianwert als das unscharfe
Maskensignal verwendet wird, in bezug auf den Fall beschrieben, bei dem der
Gegenstand ideal als Rechteckwelle eindimensional betrachtet wird. In Fig. 4A sind die
ursprünglichen Bilddaten Dorg dargestellt. Die Breite des Gegenstandes im Bild ist in
Fig. 4A mit L bezeichnet, während die Breite der unscharfen Maske N
Abbildungselemente beträgt. In Fig. 4A' ist das kumulierte Histogramm für die
Abbildungselemente innerhalb der Maske für eine Stelle der Maske nach Fig. 4A dargestellt. Es
gibt L Abbildungselemente mit einem hohen Signalwert Q und N-L Abbildungselemente
mit einem niedrigen Signalwert R. Aus Fig. 4A' ist ersichtlich, daß der Medianwert der
Signalwert entsprechend 1/2 N Abbildungselemente beträgt. Aus der Figur ist
ersichtlich, daß, wenn 1/2 N ≥ N - L oder N ≤ 2L ist, der Medianwert gleich Q ist, wenn
die Mitte der unscharfen Maske sich innerhalb des Intervalls L befindet, und für andere
Stellen der unscharfen Maske gleich R ist. Dies ist in Fig. 4D dargestellt.
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Aus Fig. 4A' ist es klar, daß, wenn N > 2L ist, der Medianwert gleich
R ist für alle Stellen der unscharfen Maske wie in Fig. 4B dargestellt ist. In diesem Fall
ergibt die Frequenzbearbeitung unter Verwendung des Medianwerts das Bildsignal D
nach Fig. 4C, wobei nur der Teil des Objekts hervorgehoben wird. Also kann bei
diesem Verfahren nur das Objekt mit geringen Abmessungen hervorgehoben werden.
Weiter wird wie in Fig. 4C dargestellt, gar kein Überschwingen oder Unterschwingen
festgestellt.
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Wenn die Abmessung der unscharfen Maske (N) nicht größer als das
Zweifache der Abmessung des Gegenstands (2L) ist, gleicht sich das unscharfe
Maskensignal (Dus) an das ursprüngliche Bildsignal (Dorg) nach Fig. 4D an. Daher
gleicht sich das endgültige Signal nach dem Frequenzsignal D an das ursprüngliche
Signal (Dorg) nach Fig. 4E an. Das bedeutet in diesem Fall, daß die Struktur oder der
Gegenstand mit einer verhältnismäßig großen Abmessung nicht verwendbar ist. Auch in
diesem Fall wird kein Überschwingen oder Unterschwingen festgestellt.
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Obgleich obige Beschreibung nur in bezug auf den Idealfall abgefaßt
wurde, bei dem der Gegenstand durch ein Rechteckwellensignal dargestellt wird, wurde
von den Erfindern bestätigt, daß gleiche Ergebnisse erhalten wurden, wenn das
vorliegende Verfahren auf praktische medizinische Bilder angewandt wurde. Mit
anderen Worten werden erfindungsgemäß, weil die feinen Strukturen hervorgehoben
werden, die Strukturen mit verhältnismäßig großen Abmessungen nicht hervorgehoben
und sogar wurden diejenigen Teile, bei denen die verschiedenen Abmessungen der
Gegenstände sich überlappen, wurden ohne Überschwingen oder Unterschwingen
festgestellt. Dementsprechend wurde ein Bild hoher Qualität und mit hoher
diagnostischer Wirksamkeit und Genauigkeit erhalten.
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Obgleich erfindungsgemäß Geräusche hoher Frequenzen ebenfalls
angehoben werden, kann deren Einfluß meist durch die Verwendung einer
Anhebefunktion F(Dorg) statt des Anhebekoeffizienten β nach Fig. 7 beseitigt werden. Das
bedeutet, daß weil das Röntgenquantenrauschen vorwiegend in einem Röntgenbild oft
im Bereich des Bildes mit niedriger Dichte oder im niedrigen Belichtungsbereich
auftritt, das Rauschen durch die Verwendung einer nichtlinearen Anhebefunktion
beseitigbar ist, die den Anhebekoeffizienten im Bereich mit niedriger Dichte reduziert.
Also kann der Anhebekoeffizient β ein variabler Koeffizient sein, der sich mit dem
Pegel der ursprünglichen Dichte Dorg ändert. Es sei daher bemerkt, daß der
Anhebekoeffizient in dieser Patentanmeldung ein konstanter oder ein variabler Koeffizient sein
kann.
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Obgleich vorliegende Beschreibung nur anhand des Bildes für
medizinische Diagnose aufgestellt wurde, sei bemerkt, daß diese Erfindung auf Bilder
anwendbar ist, die für Industriezwecke benutzt werden, weil das Problem des Geisterbildes
ebenfalls in den Industriebildern festgestellt wird, die einer Bildbearbeitung
unterschiedlicher Arten unterworfen werden.
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Nachstehend wird ein Beispiel eines konkreten Berechnungsverfahrens in
der Medianwertberechnungseinheit 7 mit Einzelheiten anhand der Fig. 5 und 6
beschrieben.
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Wie in Fig. 5 dargestellt, sei angenommen, daß die ursprüngliche Dichte
Dorg (i, j) die des Abbildungselements an der Stelle (i, j) ist. Die unscharfe
Maskendichte oder der Medianwert dafür (Dus) wird wie folgt erhalten. Zunächst wird in der
Maske im Digitalbild ein kumuliertes Histogramm CUMUL(I) angefertigt (Fig. 6).
Davon ausgehend, daß die Abmessung der Maske N(=3)·N(=3) beträgt und die
Bilddichtedaten der Digitaldaten mit 8 Bits angegeben ist, beträgt die Anzahl von
Abbildungselementen der Maske N·N oder 9 und der Medianwert M ist die 5. Daten
in den 9 Daten, die mit einem Wert im kumulierten Histogramm CUMUL(I) verglichen
werden. Der Vergleichsschritt kann von 0 oder von 255 an eingeleitet werden. Jedoch
kann er von dem vorangehenden Medianwert aus gestartet werden, der in bezug auf das
vorangehende Abbildungselement speicherbar ist.
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Darauf wird der Wert I, bei dem CUMUL(I) ≥ (N² = 1)/2 wird, der
Medianwert an der Stelle der Maske. Das bedeutet, daß es das unscharfe Maskensignal
Dus für die ursprüngliche Dichte Dorg(i, j) ist.
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Wenn die Maske eine nach der anderen in Fig. 5 verschoben wird, wird
darauf der Pegel des Signals (Graustufe in Fig. 5) in bezug auf die N-Anzahl von
Bildsignalen in der (j - 1). Zeile vom kumulierten Histogramm abgezogen und dabei der
Pegel des Signals in bezug auf die N-Anzahl von Bildsignalen in der (j+2). Zeile
aufgezahlt. Das bedeutet, daß die Vorgänge von
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CUMUL(K) = CUMUL(K) - 1,
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worin Dorg (i, j - 1) ≤ K ≤ 255 ist, und
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CUMUL(L) = CUMUL(L) + 1,
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worin Dorg (i, j + 2) ≤ L ≤ 255 ist,
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wiederholt werden, bis i = N beträgt. Wenn die Maske nach unten verschoben wird,
erfolgt ein selber Vorgang in bezug auf die Zeilen (i).
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So wird die unscharfe Maskendichte oder der Medianwert Dus erhalten.
Selbstverständlich können die vorgenannten 8 Bits auch 10 Bits, wobei 255 auf 1023
kommt, oder mehr Bits betragen. Weiter kann die Form der Maske nicht viereckig sein,
sondern rechteckig, also M·N, oder ein Kreis mit dem Durchmesser R.
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Außerdem ist es möglich, nur einen Teil der Abbildungselemente in der
Maske zum Erhalten der unscharfen Maske zu verwenden, unter Berücksichtigung daß
die räumliche Verteilung der Bilddichte in einem Röntgenbild sich allmählich oder glatt
ändert. In Fig. 8A, 8B und 8C sind manche dieser Beispiele dargestellt, in denen nicht
alle Bilddaten in der Maske zum Erhalten des Medianwerts verwendet werden. In Fig.
8A ist ein Kreuzmuster dargestellt, in Fig. 8B ist ein "X"-Muster und in Fig. 8C ein
Muster einer Kombination des Kreuzes und von "X" dargestellt. Ein derartiges
Verfahren eignet sich zum Verkürzen der Berechnungszeit infolge der reduzierten
Anzahl von Digitaldaten.
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In Fig. 9 ist ein weiteres Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung
dargestellt, das in einem Strahlungsbildaufzeichnungs- und -Wiedergabesystem unter
Verwendung einer anregbaren Leuchtstoffplatte angewandt wird.
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Eine anregbare Leuchtstoffplatte 11, die Strahlungsbildinformation
gespeichert hat, wird durch einen Laserstrahl 12A aus einer Laserquelle 12 abgetastet
und von einem Galvanometer 13 in die Hauptabtastrichtung abgelenkt. Die abgetastete
anregbare Leuchtstoffplatte 11 strahlt Licht aus bei Belichtung mit dem Laserstrahl 12A,
der in einem Photodetektor 15 wie z. B. einer Photovervielfacherröhre mittels einer
Lichtführung 14 erzeugt wird. Der Photodetektor 15 setzt das Licht mit der
Strahlungsbildinformation in ein elektrisches Bildsignal Sorg um. Das Ausgangssignal Sorg gelangt
an einen logarithmischen Verstärker 16, darauf an einen Analog/Digital-Wandler 17 und
weiter an eine Medianwertberechnungseinheit 18. Die ALU-Einheit 19 und ein Speicher
20 sind gleich denen nach Fig. 2 sowie die Elemente 16 bis 18. Die Funktion dieser
Elemente ist gleich der der Elemente nach Fig. 2 und wurde anhand der Dichtesignale
D, Dorg und Dus für eine Röntgenbildvervielfachung beschrieben. Daher erübrigt sich
eine eingehende Beschreibung des Ausführungsbeispiels nach Fig. 9, was einleuchtet,
wenn D, Dorg und Dus durch S, Sorg und Sus ersetzt wird.