DE2406622A1

DE2406622A1 - Verfahren und vorrichtung zur erzeugung eines differenzbildes von auf einem ersten und einem zweiten bild dargestellten, miteinander in beziehung stehenden gegenstaenden

Info

Publication number: DE2406622A1
Application number: DE19742406622
Authority: DE
Inventors: Robert Lloyd Lillestrand; Donald Francis Nickel; Bruce David Vannelli
Original assignee: Control Data Corp
Current assignee: Control Data Corp
Priority date: 1973-02-12
Filing date: 1974-02-12
Publication date: 1974-08-15
Also published as: JPS5517428B2; JPS49120545A; FR2217746B1; NL181900C; AU6506374A; DE2406622C2; NL7401861A; NL181900B; FR2217746A1; GB1437161A

Description

Patentanwälte *

Dipl. Ing. C. Wai!-· ch

Dipl. Ing. C. "K^Ch ^{14 543} 9/ HRR??

Dr. T. HaIb₃ h 2406622

3 München 2 Control Data Corporation

Kauflngerstr.8,Tel 2402 7¹I .

a .α,in.«ure Minneapolis,Mimiesota / USA

Verfahren und Vorrichtung zur Erzeugung eines Differenzbildes von auf einem ersten und eine« zweiten Bild dargestellten, miteinander in Beziehung stehenden Gegenständen«

Die Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Erzeugung eines Differenzbildes von auf einem ersten und einem zweiten Bild dargestellten, miteinander in Beziehung stehenden Gegenständen und insbesondere auf ein Verfahren zur Behandlung von Röntgenbildern der gleichen Person, um anatomische Änderungen deutlich zu machen, die in dem Zeitintervall zwischen der Aufnahme der Röntgenbilder auftreten, um so ein Differenzbild zu erzeugen, das von einem Radiologen analysiert werden kann.

Durch Darstellung eines Röntgen-Differenzbildes, das alle Änderungen zeigt, kann der Radiologe das gesamte Erscheinungsbild des Fortsehreitens einer Krankheit erkennen. Auf diese Weise ist der Radiologe in der Lage, kleine Änderungen in dem Zustand eines Leidens wahrzunehmen, die er andbrnfalls nicht feststellen könnte. Im Gegensatz hierzu ist es bei der ge·= trennten Betrachtung jedes der einzelnen Röntgenbilder viel schwieriger, genau die kumulative Wirkung von vielen kleinen Änderungen wahrzunehmen. Es sind bereits einige elektronische Techniken bekannt, bei denen ein RöntgenbiM elektronisch abgetastet wird, um einen numerischen Grauskalenwert für jede einer großen Anzahl von einzelnen Bildzellen zu erzeugen, in die das Bild oder das Röntgenbild zu Anfang unterteilt wird» Nachdem ein Röntgenbild auf numerische Daten reduziert wurde, die aus; einer X- und einer Y-Koordinate für jede Zelle und einem Wert für den Grauskalenpegel der speziellen Zelle be-

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stehen, wurden bereits bekannte elektronische Verarbeitungseinrichtungen verwendet, um verschiedene Bildverbesserungsverfahren durchzuführen, damit das Röngtenbild einfacher lesbar war.

Jede AufzShlung der Faktoren, die zur Zeit die Nlchtwiederholbarkeit von Röntgenbildern hervorrufen, muß jedoch folgende Faktoren einschließen: Die Verwendung von unterschiedlichen Spannungen und Belichtungszeiten für die Geräte, die die Röntgenstrahlung erzeugen, die Verwendung von unterschiedlichen Röntgenstrahlquellen-Entfernungen und Betrachtungswinkeln, die Verwendung von unterschiedlichen Arten von stranlungsempfindlichen Filmen, die Verwendung von unterschiedlichen Filmentwicklungsverfahren und nicht zuletzt alle die Schwierigkeiten, die mit dem Patienten selbst und verschiedenen anatomischen Merkmalen in seiner Brust verbunden sind. Diese Faktoren tragen alle in komplizierter und in vielen Fällen unkontrollierbare Heise zum Fehlen einer räumlichen und Grauskalen-Wiederholbarkeit von Bruströntgenbildern bei.

Ein Problembereich, den jede mit Röntgen-Differenzbildern in Beziehung stehende Erfindung überwinden muß, besteht darin, daß die unterschiede, die wahrscheinlich zwischen Röntgenbildern entdeckt werden können, nicht als eine einzige Art von Differenzkategorie definierbar sind. Es bestehen viele medizinische Bedingungen, die von einem Röntgenbild zum nächsten Unterschiede mit sich wesentlich ändernden Eigenschaften, wie Größe, Dichte und Umgrenzung ergeben. Daher sollte eine RontgenbiId-Vergleichstechnik nicht auf die Feststellung und Interpretation von lediglich scharf definierten, kleinen Änderungen beispielsweise bezogen sein. Eine vergleichsweise schlecht definierte und umgrenzte große Änderung muß ebenfalls festgestellt werden, damit sich eine brauchbare Analyse für den Radiologen, der diese Röntgenbilder liest, ergibt, so daß alle Bedingungen der

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Unterschiede, die seiner Aufmerksamkeit zugeführt werden sollen„ tatsächlich herausgestellt werden. Weiterhin können bipolare Lichtundurchlässigkeitsänderungen aufgrund von sich vergrößernder oder sich verkleinender Gewebedichte auftreten. Daher muß das Differenzbild eine vergrößerte -Gewebedichte unterschiedlich gegenüber einer abnehmenden Gewebedichte darstellen. Brust-Röntgenbilder können nicht einfach übereinander angeordnet werden, wobei ein Bild photographisch umgekehrt wird, um ein Differenzbild zu erzeugen. Es muß eine Merkmal für Merkmal-iJberdeckung bei der Erzeugung eines resultierenden Differenzbildes aus zwei Röntgenbildern erfolgen. Es muß irgendeine Verarbeitung vorgesehen sein, damit sich eine Merkmal für Merkmal-Anpassung des vorgegebenen Paares von Röntgenbildern ergibt, und zwar aufgrund der verformbaren elastischen Art des menschlichen Körpers.

Somit besteht eine weitere wesentliche Tatsache, die jedes Rönfcgenbild-Vergleichssystem berücksichtigen muß, darin, daß die fehlerhafte Ausrichtung zweier Röntgenbilder sich in kleinen Bereichen des Röntgenbildes sehr stark ändern kann. Beispielsweise ist das Problem des übereinanderanordnens von Röntgenbildern aufgrund der sich ändernden möglichen Phasen der Herzbewegung zum Zeitpunkt der Aufnahme des Röntgenbildes äußerst schwierig. So kann,' wenn die Rippen im Mittel sehr gut übereinstimmen, der Herzbereich nicht in Übereinstimmung sein und umgekehrt. Daher ist es klar, daß die Röntgenbild-Ver— arbeitungstechnik örtlich auftretende Fehlausrichtungen sowie irgendeine allgemeine große Maßstabsfehlanpassung berücksichtigen muß, wie z.B. die Änderung der Brustausdehnung, der Ausrichtung oder des Körpergewichtes eirer Person, die in dem Intervall zwischen der Aufnahme der Röntgenbilder erfolgt.

Um die äußerste Fähigkeit der Feststellung von Änderungen in Brust-Röntgenbildern zu erzielen, müssen verschiedene TechniJsi für eine PrMzisions-Bildüberlagerung und Photoentzerrung gemeistert

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werden. Dann müssen die Änderungen optisch einem Radiologen zur Interpretation dargeboten werden.

Um eine ausreichende Änderungsfeststellung bei Röntgenbildern zu erzielen, muß ein Verfahren entwickelt werden, das änderungen von praktisch jeder Form, jeder Größe, jedes Kantenkontrastgradienten (Ausmaß der Kaitendefinitioni und jeri&s Bereiches der photographischen Dichte aufzeigen kann* Diese Änderungsfeststellung muß ohne irgendwelche Beschränkungen gezielt werden, und zwar aufgrund der erheblichen Änderungen, die klinisch beobachtete Leiden, die durch eine Röitgenbiltlanal/se festgestellt werden können, annehmen können. In gleicher Welse ist es, weil die Änderungen in fast jedem Bereich der photographischen Dichte eingebettet sein können, üblicherweise nicht möglich, sich auf Grauskalen-Filter- und Kontrasfeverbesserungstechniken zu verlassen. Fundamentale Schwierigkeiten bei der Änderungsfeststellung in zwei Röntgenbildern bestehen daher in der Erzielung einer sehr genauen Bildüberdeckung auf der Basis eines örtlichen Teilbereiches innerhalb des Röntgenbildes und in der Erzielung einer sehr genauen sich örtlich ändernden Photoentzerrung, damit sichergestellt wird, daß die Merkmale, die sich nicht geändert haben, tatsächlich bei dem Verfahren zur Feststellung der Änderungen aussubtrahiert werden.

Weil ein Röntgenbild einfach ein photographisches Negativ ist, das auf einen transparenten Film aufgebracht ist, enthält aas Bild auf dem Röntgenbild sich ändernde Grade der Grauskalen-Information, in deren Verständnis und Interpretation der Radiologe geübt ist. Das geübte Auge kann beträchtliche Informationen über den Zustand des menschlichen Körpers aus sehr kleinen Abweichungen in dem Grauskalenbild des Röntgenbildes wahrnehmen, üblicherweise ist eine größere Grauskaleninformation in einem Röntgenbild enthalten, als diese selbst von einem geübtem n-SAsc Flüchen Auge unterschieden werden kann. Beispielsweise xann sis

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menschliche Auge Änderungen in dem Grauskalenwert von ungefähr 1 % als Grenze unterscheiden, vorausgesetzt, daß diese Änderungen nahe aneinander auf dem gleichen Bild liegen. Im Hinblick auf den vollen Kontrastbereich eines Brust-Röntgsnbildas könnte das menschliche Auge nahezu eine Änderung von einer Stufe in einem Grauskalenbereich von 256 Werten unter s tue i« sau Obwohl der Radiologe benachbarte Merkmale auf dam gleiteten Röntgenbild vergleichen kann und dadurch sehr genau atypische Merkmale feststellen kann, ist es weiterhin nicht möglich, einen vergleichbaren Genauigkeitsgrad zu erzielen, wena die verglichenen Merkmale auf unterschiedlichen Röntgenbildern vorgegeben sind.

Die vorliegende Erfindung ist auf das Problem der Schaffung eines Bildes gerichtet, das lediglich aus Änderungen besteht, so daß der Radiologe die Änderungen genauer unter Betrachtung eines einzigen Bildes interpretieren kann, so daß der Radiologe genauer den Zustand einer Änderung der Gesundheit des Patienten interpretieren kann. Diese Änderungen können einzelne Vorfälle (wie z.B. ein bösartiger Tumor) oder die Ansammlung vieler kleiner und schwacher Erscheinungen sein (wie im Fall der Staublungenkrankheit von BergarbeiternI. Es ist außerdem möglich, daß die Änderungen das Ergebnis mehrerer krankhafter oder atypischer Zustände in den Lungen sind, die einander überlagern, wobei in diesem Falle die Interpretationsarbeit des Radiologen schwieriger ist und wobei in diesem FaLi die Notwendigkeit eines Änderungsfeststellungsbildes noch größer sein kann.

Die Film- und Verarbeitungsqualität eines typischen Röntgenbildes ermöglicht es, daß dieses Röntgenbild Grauskalenänderungen von 1 : 512 aufweisen kann. Dies ist ein größerer Änderungsbereich, als das menschliche Auge unterscheiden kann? woraus sich ergibt, daß, wenn diese kleinen Grauskalenänderungen -^ine nützliche Information in bezug auf den physikalischen Zu

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eines menschlichen Körpers enthalten, das menschliche Auge bis - her nicht in der Lage war, diese Änderungen zu erkennen und wahrzunehmen. Dieses Problem wird durch die weiter oben erwähnte Tatsache verkompliziert, daß das Auge ^iel besser Grauskalenänderungen zwischen benachbarten Bereichen erkennen kann im Gegensatz zum Vergleich von entfernt angeordneten Bereichen, Eines der Ergebnisse der vorliegenden Erfindung besteht darlr;,, daß eine Möglichkeit geschaffen wird, durch die kleinere Giaü~ skalenänderungen in Merkmalen dem menschlichen Auge enthüllt werden können, um das Leiden eines Menschen besser zu verscehe: und zu diagnostizieren.

Ein erfindungsgemäßes Verfahren zur Erzeugung eines Differenzbildes von auf einem ersten und einem zweiten Bild dargestellten, miteinander in Beziehung stehenden Gegenständen umfaßt die folgenden Schritte:

(a) Anfängliches Ausrichten der Merkmale auf den Bildern zur Erzielung einer angenäherten Korrespondenz von zumindestens einigen Hauptmerkmalen;

(b) Identifikation von zumindestens einigen entsprechenden Bildkontrollpunktpaaren, dii^Iuf beiden Bildern erscheinende Merkmale bezogen sind,und Messung dar relativen Positionen der Kontrollpunkte;

(c) Berechnung der Bildverwerfungswerte für zumindestens eines der Bilder;

(d) Photoentzerrung des Bildinformationsinhaltes der Bilder zur Erzielung entsprechender Bildinformationsinhaltswerte für einander entsprechende Merkmale der Bilder und

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Ce) Erzeugung eines Differenzbildes aus den beiden Bildern durch Subtraktion eines Bildes von dem anderen.

Das angegebene Verfahren kann durch die Verwendung von Vorrichtungen durchgeführt werden, die zur Ausführung dieses Verfahrens programmiert sind.

Die Erfindung umfaßt außerdem ein Teil, das mit einem durch das vorstehend beschriebene Verfahren erzeugten Differenzbild
markiert ist.

Weiterhin wird erfindungsgemäß eine Vorrichtung zur Erzeugung eines Differenzbildes von auf einem ersten und einem zweiten Bild dargestellten miteinander in Beziehung stehenden Gegenständen geschaffen, bei der die ersten und zweiten Bilder durch digital codierte Werte dargestellt werden, die die Grauskalenwerte in einem vorgegebenen Grauskalenbereich für eine Vielzahl von Bildzellen darstellen, in die jedes der Bilder unterteilt ist und wobei diese Vorrichtung folgende Teile umfaßt:

Eine überwachungsVerarbeitungseinrichtung oder einen
Überwachungsrechner,

eine Punktproduktverarbeitungseinrichtung, die zum Empfang von Daten von der überwachungsverarbeitungseinrichtung oder dem Rechner angeschaltet ist,

eine Quadratwurzel- und Dividier-Verarbeitungseinrichtung, die zum Empfang von Daten von der Punktproduktverarbeitungseinrichtung und zur übertragung von verarbeiteten Daten an die Überwachungs-Verarbeitungseinrichtung oder den Rechner eingeschaltet ist,

eine Photoentzerrungs- und Differenzbildverarbeitungseinrichtung, die zum Empfang von Daten von der überwachungs-

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Verarbeitungseinrichtung oder dem Rechner und zur übertragung von verarbeiteten Daten an die überwachungs-Verarbeitungseinrichtung oder den Rechner angeschaltet ist,

räumliche Transformationseinrichtungen, die zum Smpfang von Daten von der Überwachungs-Verarbeitungseinrichtung oder dem Rechner und zur übertragung von verarbeiteten Daten an die Überwachungs-Verarbeitungseinrichtung oder den Rechner angeschaltet sind,

Interpolationseinrichtungen zur Bestimmung der Grauskalenwerte der transformierten Bildzellen, wobei zumindestens ein Teil der Interpolationseinrichtungen zum Empfang von Daten von der Überwachungs-Verarbeitungseinrichtung oder dem Rechner angeschaltet ist und wobei zumindestens ein Teil der Interpolationseinrichtungen zur übertragung von verarbeiteten Daten an die Überwachungs-Verarbeitungseinheit oder den Rechner angeschaltet ist,

mit der Überwachungs-Verarbeitungseinheit oder dem Rechner verbundene Einrichtungen, zur Lieferung codierter digitaler Bilddaten,

mit der Überwachungs-Verarbeitungseinheit oder dem Rechner verbundene Einrichtungen mit Massenspeicher-Eigenschaften, und

mit der Überwachungs-Verarbeitungseinheit oder dem Rechner verbundene Einrichtungen zur Erzeugung eines Differenzbildes in einer für eine Bedienungsperson brauchbaren Form.

Somit schließt die Erfindung ein Verfahren der Maschinenverarbeitung von zwei Bildern ein, um ein Differenzbild den: mensch!'.dl si?

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Betrachter darzubieten, das Änderungen des auf den Bildern dargestellten Gegenstandes in dem Intervall zwischen der Aufnahme der Bilder enthüllt.

Die Vorrichtung kann eine Abtasteinrichtung umfassen, die selektiv die Grauskaleninformation auf einem Röntgenbild abtastet und diese GrauskäLeninformation dadurch in numerische Daten umwandelt, daß jeder Zelle eines GitteiS, in das das gesamte Röntgenbild unterteilt ist, Werte zugeordnet werden. Die Abtasteinrichtung kann beispielsweise eine Kathodenstrahlröhre oder einen Laser hinter dem Röntgenbild verwenden, um einen Lichtstrahl in einem festen Muster ähnlich einem Fernsehraster über das Röntgenbild abzulenken. Ein Lichtdetektor hält den durch das Röntgenbild hindurch gelangenden Lichtpegel fest, dem ein Wert zugeordnet wird, der mit der Position korre« liert wird, an der sich der Lichtstrahl der Abtasteinrichtung. zum Zeitpunkt der Betrachtung des speziellen Lichtpegels befindet. Die optische Detektoranordnung kann beispielsweise aus einem Photovervielfacher bestehen, der mit einem geeigneten Analog-ZDigitalwandler verbunden ist. Nach der Abtastung können die in dem Röntgenbild enthaltenen Daten beispielsweise durch eine Gruppe von sich berührenden kreisförmigen Bildzellen dargestellt werden, deren Durchmesser in der Größenordnung von O_r25 mm (0,01 Zoll) liegt. Ein typisches Röntgenbild von der üblichen für die Interpretation und Auswertung verwendeten Größe kann angenähert eine Million oder mehr derartiger Zellen enthalten, obwohl in einigen Fällen nur einige 100.000 derartiger Zellen verwendet werden können, während in anderen Fällen eine räumliche Quantisierung verwendet werden kann, die bis zu 10 Millionen Zellen erreicht. Es ist zu erkennen, daß dies ein Parameter ist, der über einen weiten Bereich veränderlich sein kann und zwar in Abhängigkeit von den speziellen Forderungen und der Erfahrung des Benutzers, ohne daß der Rahmen des beschriebenen Verfahrens beeinflußt wird.

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In einem speziellen Ausführungsbeispiel bezieht sich die Erfindung auf ein Verfahren zur Bearbeitung von Informationen in bezug auf diese einzelnen Zellen in Verbindung mit zwei zeitlich versetzten Röntgenbildern des gleichen anatomischen Bereiches der gleichen Person. Ein wesentlicher Grundgedanke der Erfindung besteht darin, diese Bearbeitung so auszuführen daß ein subtraktiver Vergleich dieser beiden Bilder durchg^ führt werden kann, worauf das sich ergebende Differenzoild verbessert wird, damit Änderungen, die in deir anatomischen Sereich in dem Zeitintervall erfolgen, enthüllt werden können. Die Erfindung findet spezielle Anwendung in Verbindung mit Röntgenbildern der Brust zur Lokalisierung und Identifizierjag von schwachen Beeinträchtigungen oder Schäden in ihren frühasteι Entwicklungsstufen sowie von weit verteilten Änderungen, dia beispielsweise charakteristisch für einen allgemeinen Lungen™ zustand sind. Daher wird die Erfindung an einem bevorzugten Ausführungsbeispiel beschrieben, wobei zur Erläuterung bezug auf Bnist-Röntgenbilder genommen wird, ohne daß der Bereich der Erfindung auf derartige Röntgenbilder beschränkt ist. Das erfindungsgemäße Verfahren ist auch auf Röntgenbilder anderer Gegenstände unter Einschluß und ohne Einschränkung auf den menschlichen Körper oder auf andere Bereiche des menschlichen Körpers anwendbar.

Entsprechend diesen bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung kann das Bearbeitungs-, Vergleichs- und Verbesserungsverfahren die folgenden Schritte umfassen:

1. Die manuelle Ausrichtung erster und zweiter Röntgenbilder hinsichtlich eines festen Bezuges, wie z.B. des Rahmens eines Fadenkreuzes einer Bildabtasteinrichtung und als Ergebnis hiervon die Ausrichtung der Bilder miteinander zur Erzielung einer groben Korrespondenz zwischen identischen Punkten von Merkmalen in den beiden Bildern;

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2. Umwandlung jedes Röntgenhildes in numerische Daten bezüglich der Lage jeder einzelnen 3ildzelle in dem Röntgenbild und einer Darstellung des Grauskalenwertes für diese Bildzelle;

3. Der selektiven Verwerfunj oder Verzerrung des Bildzellenmusters des ersten Röntg« nblldes zur Erzeugung eines neuen Bildzellenihusters, das sich in Merkmal für Merkmal-Oberdeckung mit dem zweiten üöntgenbild befindet;

4. Photoentzerrung der beiden Bilder durch Korrektur von Unterschieden, beispielsweise! in der Röntgenbild-Grauskalen-Tonqualität und der optischen Dichte durch Einstellung der Bildzellen-Grauwerte;

5. Erzeugung von numerischm Daten für ein Differenisbild durch einen Bildzellen-für BAidzellen-Vergleich der korrigierten Zellenmuster;

6. Umwandlung der numerischen Daten in ein Röntgenbild-Differenzbild;

und

7. Verbesserung des Rönbenbild-Differenzbildes in bezug auf die Eigenschaften einsr verbesserten menschlichen optischen Betrachtung der dargestellten Unterschiede.

Jeder der vorstehend beschriebenen Schritte kann auf andere Weise durchgeführt werden, wie β; weiter unten noch ausführlicher beschrieben wird und die Reihenfolge der Schritte des Verfahrens kann an bestimmten Punkter, geändert werden, ohne daß die wesentlichen Merkmale der verlierenden Erfindung geändert werden.

Beispielsweise kann der Schritt der Photoentzerrung vor dem Schritt der Bildverzerrr^goder Verwerfung erfolgen. Eine weitere Alternative besteht darin, lie Schritte der Photoentzerrung und

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der Bildverwerfung oder -verzerrung zu wiederholen, um ein verbessertes Ergebnis zu erzielen. Eine weitere Änderung kann darin bestehen, daß das verbesserte Differenzbild nicht erforderlich ist, so daß das Verfahren mit weniger Schritten abgeschlossen werden kann.

Die erfindungsgemäße Vorrichtung schließt außerdem einen SpezialDigitalrechner mit mehreren Spezial-Kanal-Verarbeitungseinheiten und einer Überwachungs-Verarbeitungseinheit zur Verarbeitung von Bildern zur Erzeugung eines Differenzbildes ein, das Änderungen zwischen zwei vorgegebenen miteinander in Beziehung stehenden Bildern darstellt, die untereinander unbekannte Unterschiede aufweisen.

Der Spezial-Digital-Rechner schließt einen Allzweck-tfberwachungsrechner ein, der in zweckmäßiger Welse unter anderem für die übertragung von Daten zwischen den verschiedenen Kanalverarbeitungseinheiten und den peripheren Einheiten in diesem System programmiert wird. Wie es weiter unten beschrieben wird, sind den Spezial-Verarbeitungseinheiten einzelne Funktionen zugeordnet, die allgemein Schritten in *m Verfahren der Bildverarbeitung entsprechen.

Weitere vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich aus den Unteransprüchen.

Die Erfindung wird im folgenden anhand von in der Zeichnung dargestellten Ausführungsbeispielen noch näher erläutert.

In der Zeichnung zeigen:

Fig. 1A eine schematische Darstellung eines ersten Röntgenbildes der Brust einer Person,

Fig. 1B eine schematische Darstellung eines zweiten Röntgan

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bildes der Brust einer Person,

Fig. 1C eine schematische Darstellung eines Verfahrens zur Kontrollpunkt-Auswahl für den Bild-überdeckungsVorgang, wobei die Beziehung zweier Röntgenbilder in einem Detailsegment gezeigt ist,

Fig. 1D eine schematische Darstellung einer Äbtast-Kontrollpunktanordnung für zwei Röntgenbilder,

Fig. 1E eine schematische Darstellung der Änderungen, die in der Zwischenzeit zwischen dem ersten und zweitem Röntgenbild liegen,

Fig. 2A eine schematische Darstellung eines Brust-Röntgenbildes, die die Ausführung des Aufbaues eines anfänglichen Ausrichtungsverfahrens für zwei Röntgenbilder zeigt,

Fig. 2B eine schematische Darstellung der Beziehungen identischer Merkmale auf zwei Röntgenbildern für die Ausführung der überdeckung von zwei Röntgenbildern,

Fig. 3 eine Darstellung der Verschiebung der einzelnen Bildzellen von einem Röntgenbild zum anderen bei dem Oberdeckungs verfahren,

Fig. 4 eine schematische Darstellung der Verschiebung oder Umsetzung der Grauskalenverteilung eines Röntgenbildes zur Korrektur der mittleren Lichtdurchlässigkeit des Röntgenbildes und der Kontrastdifferenzen gegenüber der Grauskalenverteilung eines anderen Röntgenbildes,

Fig. 5A eine schematische Darstellung der Grauskalen-Tönungs-

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werte des Röntgenbildes Ά in bezug auf die .Grauskalen-Tönungswerte des Röntgenbildes B, die die Bildkorrektur in bezug auf mittlere Dichte und Kontrast zeigt,

Fig. 5B eine schematische Darstellung der Grauskalen-Tönungswerte des Röntgenbildes A in bezug auf den vollständigen Schritt der nichtlinearen Photoentzerrung,

Fig. 5C eine schematische Darstellung der Normalisierung der Dispersion der Grauskalenwerte unter Ausbildung der Schwellwerte bei der Photoentzerrung,

Fig. 5D eine schematische Darstellung der gemeinsamen Verteilung der Grauskalenbesetzung der Bilder A und B, die eine Form der Photoentzerrung mit normalisierter Dispersion zeigt,

Fig. 5E eine schematische Darstellung der gemeinsamen Verteilung der Grauskalenbesetzung der Bilder A und B, die eine andere Form der Photoentzerrung mit normalisierter Dispersion zeigt,

Fig. 5F eine schematische Darstellung der gemeinsamen Verteilung der Grauskalenbesetzung der Bilder A und B, die eine weitere Form der Photoentzerrung mit normalisierter Dispersion zeigt,

Fig. 6 eine Darstellung der grundlegenden Schritte des erfindungsgemäßen Verfahrens,

Fig. 7 eine Darstellung eines Teilbereichs -Auswahlmusters der Bestimmung von Kontrollpunkten für die Bildverwerfungsgleichungen zur Oberdeckung eines Röntgenbildes mit dem anderen.

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Fig_o 8 eine schematische Dar stelllang der Grauskalenwerte des Bildes Ά und B in bezug auf eine Summierskala, die den Schritt der Kontrastentzerrung zeigt,

Fig. 9 eine Darstellung äer Vektorverachiebungen, die sich aus einer polinomun Bildverwerfung zweiter Ordnung ergeben,

Fig. 10 eine Darstellung der Beziehung zwischen der FilmdurchlSssigkeit und den codierten Grauskalenwerten für zwei Funktionen,

Fig. 11 eine Darstellung der verschiedenen Kontrastverbesserungan eines Differenzbildes,

Fig. 12 eine Darstellung der Mehrpegel-Schwellverttechniken, die zur Darstellung des Differenzbildes verwendet werden,

Fig. 13A eine schematische Darstellung der Grauskalenwerte, die in dem Differenzbild enthalten sind,

Fig. 13B eine schematische Darstellung eines Schrittes der Kontrastverbesseruncf der Grauskalenwerte des Differenzbildes ,

Fig. 14A und 14B schematische Darstellungen eines Bildes A bzw. eines Bildes B zur Erläuterung des durch die Ausführungsform der Vorrichtung durchgeführten Verarbeitungsverfahrens ,

Fig. 15A und 15B schematische Darstellungen eines Bildes A bzw. eines Bildes E, die einen weiteren Schritt in der von der Ausführungsform der Vorrichtung durchgeführten Verarbeitung zeigen,

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Fig. 16A und 16B weitere Darstellungen eines Bildes A bzw. eines Bildes B, die einen zusätzlichen Verarbeitungsschritt unter Verwendung der Ausführungsform der Vorrichtung zeigen,

Fig. 17 ein Blockschaltbild des Spezialrechners gemäß einer Ausführungsform der Erfindung,

Fig. 18 ein Blockschaltbild einer der Spezial-Vercrbaitungseinheiten nach Fig. 17,

Fig. 19 ein Blockschaltbild einer weiteren Spezial-Verarbeitungseinheit nach Fig, 17,

Fig. 20 ein Blockschaltbild einer weiteren Spezial-Verarbeitungseinheit nach Fig. 17,

Fig. 21 ein Blockschaltbild einer weiteren Spezial-Verarbeitungseinheit nach Fig, 17,

Fig. 22 ein Blockschaltbild einer letzten Spezial-Verarbeitungseinheit nach Fig. 17.

um den einfachen Schritt der Subtraktion der Grauskalenwerte der beiden Bilder Bildzelle für Bildzelle durchzuführen, um das Differenzbild zu gewinnen, müssen die beiden Bilder sich auf einer Merkmal- für Merkmal-Grundlage so gut wie möglich in tfberdeckung befinden. Bei digitalen Verarbeitungstechniken bedeutet dies, daß die Bildzellen der Röntgenbilder identische physikalische Lagekoordinaten aufweisen nüssen, um eine Korrespondenz der Bildmerkmale sicherzustellen. Die meisten Röntgenbild-Paare weisen räumliche Verzerrungen höherer Ordnung auf, die nicht durch einen einfachen anfänglichen Verschiebungsausrichtungsvorgang beseitigt werden können, der eine Verschiebung und Drehung des Bildes umfaßt. Aus diesem Grande muö

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ein komplizierteres Verfahren der Änderung eines Bildes bezüglich des anderen entwickelt werden.

Der Schritt der anfänglichen manuellen Ausrichtung ist jedoch notwendig, um eine vorhergehende Grobbestimmung der relativen Verschiebung zwischen den beiden Röntgenbildern zu erreichen. Weil die beiden Bilder zu unterschiedlichen Zeiten und möglicherweise mit Hilfe von unterschiedlichen Geräten und von unterschiedlichen Bedienungspersonen hergestellt wurden, wobei die Brust etwas unterschiedlich gegenüber dem Röntgengerät ausgerichtet war, stimmen die Merkmale der beiden Bilder nicht genau übereinander. Es können sowohl Unterschiede in der Gesamtbildgröße als auch in dem Winkel der Bildperspektive vorhanden sein. Der manuelle anfängliche Ausrichtungsschritt stellt ein vorhergehendes Verfahren zur abschließenden Oberdeckung eines Bildes mit dem anderen dar, so daß später eine nahezu perfekte Bildüberdeckung oder eine so perfekte Bildüberdeckung wie möglich erzielt werden kann.

In Fig. 1A ist ein erstes Röntgenbild 10 ■. , das zu Anfang von einer bestimmten Person gemacht wurde, schematisch dargestellt. In gleicherweise zeigt Fig. 1B ein zweites schematisch dargestelltes Röntgenbild 12 der gleichen Person, das nach einem bestimmten Zeitintervall aufgenommen wurde, das typischerweise mehrere Monate oder noch wahrscheinlicher mehrere Jahre umfassen kann. In Fig. 1B ist ein Körperschaden 14 gezeigt, der eine Art einer Abnormalitat darstellt, die mit Hilfe von Röntgentechniken festgestellt werden kann. Dies stellt einen äußerst einfachen Fall dar, der sur Beschreibung des erfindungsgemäßen Verfahrens verwendet wird. Typischerweise wird das erfindungsgemäße Verfahren zur Untersuchung von zwei Rönfe-. genbildern verwendet, bei denen Körperschäden oder andere Änderungen, die durch das Verfahren festgestellt werden« selbst für einen Radiologen nicht sichtbar werden, der die beiden Röntgenbilder Seite an Seite vergleichen würde. Somit ergibt

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das Verfahren eine Technik zur Röntgenbild-Diagnose von Patienten für die frühzeitige Erkennung von KrankheitsSymptomen, die mit Hilfe üblicher Verfahren nicht erkannt würden. Selbst wenn sie erkannt werden könnten, würde das Gesamtmuster der Änderung nicht einfach durch eine Untersuchung der einzelnen Röntgenbilder wahrnehmbar sein.

Die anfängliche manuelle Ausrichtung kann auf viele verschiedene Arten erzielt werden. Wenn die Lage des Patienten von «Inen Röntgenbild zum anderen gleich zu sein scheint, können einiraoh die Kanten des Rahmens des Röntgenfilmes verwendet werden. In einer typischeren Weise kann die Ausrichtung zweier Röntgenbilder im Hinblick auf ein einzelnes hervorragendes Merkmal erfolgen, wie z.B. dem Schnittpunkt einer speziellen Rippe mit* dem Brustbein. Die beiden Röntgenbilder können dann übereinander gelegt werden und um den einzelnen Hauptpunkt der Überdeckung gedreht werden, bis das beste optische Aussehen der überdeck.jng der beiden Röntgenbilder auftritt.

Ein weiteres am besten in den Fig. 2A und 2B dargestelltes Verfahren umfaßt die Festlegung vier entsprechender Pa^ re von Kontrollpunkten auf den beiden Röntgenbildern, so daß vier Paare von Punkten festgelegt werden, die zur Bestimmung dar Koeffizienten der Transformationsgleichungen der folgenden Form verwendet werden können:

X¹ = A_o + A₁X + A₂Y + A₃XX"

Y¹ = B_Q + B₁X + B₂Y + B₃XY

Dabei sind X¹ und Y¹ die neuen Koordinaten von Punkten, die auf einem Bild bewegt werden, um eine überdeckung mit dem anderen zu erzielen.

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Die Identifikation von Merkmalen in Röntgenbildern allgemein und insbesondere in Röntgenbildern des Brustbereiches ist nicht so einfach, wie es auf den ersten Blick scheinen mag. Auf den Röntgenbildern erscheinende Schnittpunkte der hinteren und vorderen Rippen können als natürliche, leicht identifizierbare, isolierbare Merkmale erscheinen; man muß jedoch Vorsicht walten lassen, wenn derartige Merkmale als Bildkontrollpunkte ausgewählt werden. Weil Rippen von vorne nach hinten um mehrere cm getrennt sind, können geringe fehlerhafte Ausrichtungen der Röntgenstrahlgeräte gegenüber der Person von einem Röntgenbild zum nächsten untragbar große Verschiebungen der scheinbaren Schnittpunkte in bezug auf Merkmale des Lungengewebes ergeben. Dieser Zustand ist jedoch nicht so kritisch in der Nähe der äußeren Kante des Lungenfeldes, wo Schnittpunkte von einem Bild zum nächsten unter Bedingungen einer normalen Anordnung der Person nahezu unveränderlich bleiben. Für die inneren Bereiche ist es jedoch in vielen Fällen schwierig, andere Typen von isolierten Bildmerkmalen zu finden, die miteinander in Wechselbeziehung gesetzt werden können. Gelegentlich kann beispielsweise ein einzelnes Blutgefäß, das an einem Ende zu sehen ist, in beiden Bildern gesehen werden; diese Lage ist jedoch so abhängig τοη der Kerzphase, daß dieses Merkmal nicht immer ein brauchbares Merkmal zur Bildkorrelation ist.

Wenn statt dessen die Wahl so getroffen würde, daß ein Punkt auf einem Bild mit einer Linie auf dem zweiten Bild oder genauer ein Punkt mit einer Neigung eines Bildmerkmales in Beziehung gesetzt würde, würde eine Zwangsbedingung in einer Richtung senkrecht zur identifizierten Neigung geschaffen. Wenn eine genügende Anzahl dieser Punkt-Neigungs-Zwangsbedingngen in vielen verschiedenen Richtungen gegeben sind, kann die erforderliche Bild-Korrelationsinformation gewonnen werden- Es ist nicht wichtig, einen bestimmten Punkt auf einem Bild -zu haben? alles was gemacht werden muß, ist einige willkürliche^jedoch

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identifizierbare Punkte auszuwählen _f beispielsweise an ζ& oberen Kant· einer Rippe. Dann sue die auf den anderen Bixd ausgewählte Neigung lediglich die sein, die von einer Kante der gleichen Rippe in dem gleichen allgemeinen Bereich ge wonnen wird. In Fig. 1C besteht die beste Möglichkeit hierzu in der Auswahl zweier Punkte 30,30 entlang einer Rippe in dem zweiten Bild, die einen entsprechenden Punkt 31 auf dem ersten Bild einklammern. Dann wird durch Verbinden der beiden Punkte 30,30 ein Liniensegment definiert, das eine bestimmte Neigung in bezug auf das Bildkoordinatensystem aufweistc In Kombination mit einioen zweidimensionalen Zwangsbedingungen wird die Kombination von Punkt zu Punkt - und Punkt zu Neigungs-Korrelation ein wirkungsvolles Verfahren zur Bestimmung der Bildüberdeckung. Fig. 1D zeigt schematisch die verschiedenen Punkt zu Punkt- und Punkt zu Neigungs-Zwangsbedingungen, die fßr ein Bildpaar ausgewählt werden können.

Punkte, die am leichtesten zu identifizieren sind, befinden sich allgemein dort, wo eine vordere und hintere Rippe sich in der NMhe der Kanten des Brustkorbes selbst zu schneiden scheint. Diese Bereichein einem Brust-Röntgenbild ergeben einen dunklen Hintergrund für die leichtere Tönung der Rippei; wie sie auf dem Röntgenbild erscheinen. Der scheinbare RippenSchnittpunkt gibt 4 Scheitelpunkte, die als Kontrollpunkte verwendet werden können. Ein gutes Verfahren der Messung der genauen Lage jedes derartigen Schnittpunktes besteht darin, einen Satz von rechteckigen Gitterlinien über das Bild zu legen.

Wenn immer möglich, können Messungen unter Verwendung von Rippenschnittpunkten mit Rippen oder Schnittpunkte von Rippen und der Wirbelsäule anstatt mit den Schlüsselbeinen verwendet werden, Die Schlüsselbeine neigen dazu, sich von einem Röntgenbild zum anderen aufgrund der Anordnung der

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Schultern und der Tiefe der Einatmung der Person an unterschiedlichen Stellen zu.befinden. Es ist weiterhin wichtig, Punkte innerhalb der Brust zu verwenden, die richtig für eine beste Ausrichtung verteilt sind. Punkte an den vier Ecken des Röntgenbildee und innerhalb des Bruatbereiches Susannen mit einigen Punkten in der Nfthe des Mittelbereiches entlang der Wirbelsäule der Person würden eine gute Auswahl darstellen.

Weil die Bildtransformation unter Verwendung einer Fehlerquadrattechnik entwickelt werden kann, um die Genauigkeit der Passung der Kontrollpunkte zu der Transformation zu optimieren, ist ein bestimmter Grad der Uberbestimmung der Kontrollpunkte für die Bildüberdeckung wahrscheinlich von Vorteile In vielen Fällen erweist sich ein Faktor von doppelt so viel Punkten äs ein guter Kompromiß zwischen zu vielen und zu wenigen Messungen. Dies bedeutet beispielsweise, daB 8 Punkte auf jedem Bild gefunden und gemessen werden müssen? wenn die 8-Parameter-Gleichungen verwendet werden, die weiter oben für eine grobe anfängliche Ausrichtung angegeben waren. In einigen Fällen kann ein bivariantes Polynom dritter Ordnung zur Verbesserung der anfänglichen Ausrichtung verwendet werden,, Diese Gleichungen enthalten in ΔΧ und ΔΥ 20 zu bestimmende Koeffizienten und es sind minimal 20 Kontrollpunkte erforderliche Typischerweise werden 30 bis 50 mehr oder weniger gleichförmig verteilte Kontrollpunkte für eine Polynom-Lösung dieser Ordnung verwendet»

Wie as reiter oben ausgeführt wurde, umfaßt die anfängliche Grobaasrichtung unter Verwendung von BiIdtransformationsgleiehuragen die Identifikation und Lagefestlegung von zumiiidssfc€'.ns 4 ausgeprägten Paaren von konjugierten Merkmalen auf äsa Röafegenbildern. Diese Merkmale sind typlsahsrweise Satoi^tp^Rfc-ee von hinteren und vorderen Rippen eie klar l-üi d'äii itör.eg&nbildern gezeigt sind» Das gleich®

/, ft Q P

Κ? ^ ^rJ> U

sich auf jedem Bild und dieses Verfahren wird für zumindestens drei andere Merkmale wiederholt, die ziemlich weit verteilt© Lagen haben, wie dies in Fig. 2A gezeigt ist. Fig. 2Ά zeigt ein erstes Bild, in dem die Punkte 21a, 22a, 23a und 24a als klar erkennbare Merkmale identifiziert wurden. Die Linie 25a verbindet jeden der Punkte und eine Messung mit einer Genauigkeit innerhalb eines mm oder besser erfolgt für die Abstände zwischen jedem Punkt und einer festen X-und Y-Achse.

Fig. 2B erläutert die übereinanderanordnung der"Beiden Bilder, auf denen die gleichen identifizierbaren Punkte festgelegt und gemessen wurden. In dieser Figur stellt die Linie 25b die Linie dar, die die 4 Punkte auf einem zweiten Bild verbindet« das in diesem Fall etwas größer als das erste Bild ist. Die 4 interessierenden Punkte sind mit 21b, 22b, 2 3b und 24b für das zweite Bild bezeichnet. Die die 4 Punkte auf dem ersten Bild verbindende Linie ist als gestrichelte Linie 25a dargestellt. Die relative Verschiebung jedes der Punkte wird als nächstes mit dem gleichen Genauigkeitsgrad wie- vorher gemessen. Wenn dieser Schritt durchgeführt wurde, ist eine genaue Messung der relativen Abstände zwischen den vier Punkten von zumindestens einem der Bilder erfolot und außerdem wurde die Verschiebung der jeweiligen Punkte auf beidan Bildern ebenfalls gemessen. Dies ergibt zumindest tens 8 Messungen der zwei Bilder, um die relativen Bildgrößen in Korrelation zu bringen, und dieseStformation wird zur Lösung der Koeffizienten der Polynome von der weiter oben beschriebenen Art verwendete

Alternativ können die vorstehend beschriebenen Punkte dadurch gemessen werden, daß beide Bilder relativ zu einer willkürlichen jedoch dauernden X- und Y-Koordinatenachse festgelegt werden und daß der Abstand jedes dieser Punkte von 3owohl der X- als auch der Y-Achse gemessen wird. Unter Verwendung beider Möglichkeiten dürfen die Bildpositionen relativ zuairsni

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oder in bezug auf den festen Bezugsrahmen nach der Durchführung der oben erwähnten Messungen nicht geändert werden, bis der Schritt der Umwandlung der RÖntgenbilder in diskrete Bildzellen durchgeführt wurde.

Es ist selbstverständlichitöglich, die anfängliche grobe E-ild» transformation nach der Kodierung des Bildes durchzuführen _t wobei in diesem Falle alle Messungen für wenige Bildaellea mit hoher Genauigkeit erfolgen sollten,,

Kurzjgesagt erfordert der Schritt der Umwandlung jedes der RÖntgenbilder in eine Vielzahl von diskreten codierten Bildzellen einen Lichtstrahlabtaster und einen Grauskalenwert-Photodetektor. Die Abtasteinrichtung beschreibt ein geometrisches Muster über jedes Röntgenbild, während das durch jedes Röntgenbild hindurch übertragene Licht zu allen Zeiten gemessen und mit der Lage der Abtasteinrichtung in Koordinatenbeziehung gesetzt wird. Nach der Vollendung der Abtastung jedes Bildes ist das Bild dann durch eine Vielzahl von Bildzellen dargestellt, die jeweils eine ihre Lage In der X-Richtung darstellende Ziffer, eine zweite ihre Lage in der Y-Richtung festlegende Ziffer und eine dritte, den Graupegel-Abbildungsbildanteil darstellende Ziffer aufweisen. Jede dieser Ziffern kann in einem Rechnerspeicher zusammen mit den alle anderen Bildzellen darstellenden Ziffern gespeichert werden. Die absolute Lage jedes der identifizierten Merkmale für jedes der Bilder aus dem Bild-Grobüberdeckungsschritt wird mit dem Bildzellen-Koordinatensystem ausgerichtet.

Das Endergebnis dieses Schrittes des Verfahrens besteht in der Erzielung einer digitalen geographischen Darstellung aller Grauskalenpegel jedes einzelnen Bildes zusammen mit verschiedenen Kontrollpunkten, um die relativen Lagen der Merkmale auf den beiden Bildern darzustellen. Da beide Bilder

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bezüglich des gleichen Koordinatensystems abgetastet werden, ergibt sich weiterhin eine grundlegende Möglichkeit zur überlagerung eines Bildes über dem anderen. Diese überlagerung erfolgt dadurch, daß die von den Bildzellen mit den gleichen Koordinaten gezeigten Merkmale,so genau wie möglich aneinander angepaßt werden. Aufgrund der weiter oben beschriebenen Faktoren wird eine genaue Anpassung selten,wenn überhaupt* erzielt. Ein Bild muß gegenüber dem anderen verzerrt oder "gestreckt" werden, Indem Bildzellen-Grauskalenpegel innerhalb eines Bildes zu dem anderen bewegt werden. Typischerweise werden die Grauskalenpegel fast aller Bildzellen in dem einen Bild geändert, um eine Bildüberdeckung während des Bildverwerfungsschrittes zu erzeugen, der weiter unten beschrieben wird.

Der Ausgangspunkt für das Verfahren der Codierung der Röntgenbilder sind die Analogdaten in dem Bild. D.h. ein Brust-Röntgenbild besteht aus zwei dimensionsmäßig verteilten Kontinuitäten von Grauskalenwerten. Typischerweise ändert sich die durch ein Röntgenbild hindurch übertragene Lichtmenge um einen Faktor von 20:1 von einem Teil des Bildes zum anderen. Im Fall von einigen Brust- und Röntgenbildern hat es sich herausgestellt, daß dieses Verhältnis nur 4:1 für die Merkmale beträgt, die innerhalb der Brust liegen. In anderen Fällen kann dieses Verhältnis bis zu 50:1 groß sein.

Wenn die Analog-ZDigital-Umwandlung des Röntgenbildes durchgeführt wird, wird die Film-Lichtdurchlässigkeit an einer Reihe von einem geringen Abstand aufweisenden Punkten abgetastet. Die verwendete Anzahl der Punkte hängt von der gewünschten Auflösung und von dem Ausmaß ab, in dem das

Grauskalen-Kontinuum durch Abtastung diskreter Bereiche de-Kann

finiert werderyfln einem typischen Beispiel wurden angenähert

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eine Million derartiger Abtastpunkte verwendet, um das Bild in ausreichender Weise zu definieren.

An jedem Abtastpunkt wird die Film-Lichtdurchlässigkeit gemessen und es wird ein Wert aufgezeichnet, der von dem Pegel einer Anzahl von möglichen diskreten Pegeln abhängt, in die der Grauskalenpegel fällt. Typischerweise werden

4 9

nicht weniger als 16 Pegel (2 ) und nicht mehr 512 (2 ) Pegel bei der Röntgenbildverarbeitung für einen menschlichen Betrachter verwendet. Ein zu lösendes Problem besteht darin, wie der volle Bereich der Lichtdurchlässigkeitswerte in eine geeignete Anzahl von Grauskalenpegeln unterteilt wird. Dies kann ziemlich kritisch sein, weil die gewünschte Information in dem Röntgenbild in vielen Fällen ungleichmäßig in verschiedenen Bereichen der Lichtdurchlässigkeitswerte konzentriert ist.

Bevor ein spezielles Beispiel genannt werden soll; sei darauf hingewiesen, daß zwei unterschiedliche Stellen in dem Verfahren vorhanden sind, an denen die Codi*rgren*en für jeden Grauskalenpegel festgelegt werden können. Einer dieser Stellen ist der Rechner, der dazu verwendet werden kann, die Meßverteilung der Grauskalenpegel von einem Pegel zum anderen zu verschieben, wenn dies vorteilhaft ist* Diese von dem Rechner durchgeführten Einstellungen können als ^C!Kontrasteiastellungen" bezeichnet werden und obwohl sie nicht die Schaffung von mehrlnformationspegeln, als diese ursprünglich vorhanden waren, ermöglichen, werden sie in vielen Fällen verwendet, um den Bild-Grauskaleninhalt zu entzerren, oder um geringe Fehler der Abtasteinrichtungs-Codierfunktion zu berücksichtigen. Der andere Fall besteht darin, daß das Abtast-Codiersystem einen nichtlinearen Verlauf gegenüber ausgesandteß Lichtpegeln aufweist. In einem typischen Verfahren erfolgt die Codierung auf beide Artens Die Äbfcasteda-

« r\ »-j η rt rs ι r\ η r η

richtungs'Codierung erfolgt zuerst und legt eine grundlegende Analog- Oigitalumwandlung fest, während die Kontrasteinstellr-ig als zweites erfolgt und eine genauere abschließende Stev-irung des codierten Bildes ermöglicht.

:.in typisches Verfahren bei der Abtasteinrichtungs-Codiertmg besteht darin, einem logarithmischen Maßstab für die Film-Licht durchlässigkeit zu bestimmen und dann diese logarithmische Skala in mehr oder weniger gleichmäßige Intervalle zur Codferung zu unterteilen. Unter Verwendung einer logarithmisch -an Transformation ist es möglich, eine Information zu codieren, die einen weiten dynamischen Bereich von Film-Lichtdurchlässigkeiten in vergleichsweise weniger Grauskalen überdeckt. Weiterhin beruht die Begründung für die Verwendung einer logarithmischen Funktion auf dem Weber-Fechner¹sehen Gesetz der Psychologie, das aussagt, daß "die minimale Änderung einer Reizung, die erforderlich ist, um eine wahrnehmbare Änderung im Ansprechen zu erzeugen, proportional zur bereits vorhandenen Reizung ist". Dies drückt die Erscheinung aus, daß das Auge die Änderungen in der Lichtdurchlässigkeit als gleich betrachtet, die im gleichen Verhältnis stehen (dieses Gesetz gilt allgemein in der Mitte des visuellen Ansprechbereiches des Menschen und nicht notwendigerweise an den äußersten Grenzwerten der optischen Wahrnehmbarkeit). Somit würde eine Änderung in der Helligkeit eines Bildfeldes von 0,5 bis 0,8 Millüunbert genauso erscheinen, wie eine Änderung von 5 bis 8 Millilambert und diese beiden Pegel sind auf einer logarithmischen Skala unter gleichen Abständen angeordnet.

Wenn D die Filmdichte an einem vorgegebenen Abtastpunkt ist und T die Filmdurchlässigkeit an diesem gleichen Punkt ist, so ist:

/f\0C*7

Wenn D₁ die maximale Bilddichte und D, die minimale Bilddichte ist und die gleichen Indizes für die Lichtdurchrlässigkeit verwendet werden, so ist:

D₁-D 1 T

wobei η die Anzahl der Codierpegel 1st. Aus der Definition für D folgt, daß:

^dD ο "^log10 ^e ^-0.434? (JT T T

Wenn der volle Dichtebereich D₁ - D_ des Bildes in eine Reihe von η gleichen Intervallen unterteilt wird, so weist jedes Intervall eine Breite von:

auf. Die Bruchteileänderung in der Lichtdurchlässigkeit, ΔΤ/Τ ist dann:

ψ --2,3 Pi - ^Da

* η

In den Fällen, die für das vorliegende Verfahren von Interesse sladρ ist η üblicherweise eine Zahl, die zwischen 16 und liegt und D,₍ - D. ist üblicherweise kleiner als

Für einen typischen Fall kann D₁ - D₂ » 1,5 und η » sein. Für derartige Werte ist einzusehen, daß die prozentuale Änderung der Lichtdurchlässigkeit pro Pegel für dieses typische digitale Codierschema ungefähr 5 % beträgt. Hieraus

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_ OO _
«GO "~

1st verständlich, daß wenn die Coderung von 6 Bit (2 « 64 Pegel) auf 7 Bit (2⁷ - 128) erhöht wird, die prozentuale Änderung der Lichtdurchlässigkeit per Pegel halbiert wird.

Andere Transformationsfunktionen, die etwas von der vorstehend verwendeten logarithmischen Transformationsfunktion abweichen, können mit Vorteil verwendet werden, doch schließer diese ähnliche Codierverfahren ein,, Eine Darstellung einer anderen Punktion ist bei A in Pier. 10 gezeigt. Diese spezielle empirische Funktion ist eine Funktion, die die Anzahl der Graupegel vergrößert, die den Bereichen mit höhrer Dichte des Brust-Röntgenblldes zugeordnet 1st, d.h. den weniger undurchlässigen Bereichen der Brust.. Dies dient dazu, die Information hervorzuheben, die in den durchscheinenderen Bereichen des Röntgenbildes enthalten ist, die Gewebe, wie z.B. die Lunge, zeigen. Diese Funktion wird als hyperlogarithmische Funktion bezeichnet, weil sie oberhalb der üblichen logarithmischen Funktion lisgt, die bei B in der Figur gezeigt ist und weiter oben beschrieben wurde. Es ist. eine unendliche Vielzahl von möglichen hyper-logarittitiischferj Funktionen von der in Fig. 10 gezeigte- Art gegeben ird die Zwangsbedingungen, die dem Aufbau c'ieser Funktionen auferlegt sind, sind:

1. daß sie monoton ateigend sind und

2. daß ihre Kurve auf einer graphischen Larsteilung oberhalb der logarithmischen Funktion liegt.

In dem in Flg. 10 gezeigten Fall schließt die Verwendung einer derartigen Transformation zunächst e.ne Analogfeststellung der prozentualen Filmdurchlässigkeit (oder Lichtdurchlässigkeit) an einem vorgegebenen Abtastpunkt und darauf die Auswahl des digitalen Codierpegels ein.Ein Film, der 15 % des auf lha fallenden Lichts hindurchläßt, ergibt einen codierten Pegel von 10 auf der logarithmischen Skala. Ii dem dargestellten Fall wird angenommen, daß das Bild nL\ 4 91: GrctdHksle ι

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4
codiert wird, d.h. in 2 oder 16 diskrete Pegel. Jeder dieser Pegel stellt Lichtdurchlässigkeitsintervalle unterschiedlicher Breite dar. Auf der hyper-logarithmischen Codierskala entspricht ein codierter Pegel von 8 angenähert einem Bereich der Filmlichtdurchlässigkeit von 0,023 - O,O28„

Obwohl diese Codierung ziemlich extrem erscheinen mag, beruht die Rechtfertigung für die Verwendung von hyper-logarithm!scher Codierung dieser Art auf digitalen Experimenten mit tatsächlichen Brust-Röntgenbildern. Es hat sich beispielsweise herausgestellt, daß hyper-logarlthmische Funktionen mehr medizinisch brauchbare Informationen liefern, als hypo-logarithmische (d.h. unter der logarithmischen Funktion liegende) oder reine logarithmische Funktionen*

Die logarithmische Funktion setzt voraus, daß die Fähigkeit, Änderungen festzustellen, unabhängig von der Filmdichte isto Wenn nun angenommen wird, daß die Fähigkeit des menschlichen Auges, schwache Grauskalenänderungen festzustellen _s eine Funktion ist? die sich mit der Dichte des Röntgenbiid-Filmes ändert, so ändert sich die kleinste feststellbare Änderung der Dichte äO angenähert linear entsprechend der folgenden Funktion%

AD » a + bD

wobei a der Wert für einen vollständig durchscheinenden Bereich des Filmes und b die Art und Weise angibt, in der die minimale Änderongsfesretellbarkeit absinkt, so daß Δϋ zahlenmäßig In der* Bereichen größer ist, in denen der Film stMehmead undurchlässiges? wird. Wenn D₁ die Dichte dee an meisten durchseheineßd©" Filmberaiehas ist_? so ist die Änderung der Pegolaaziffer mit der filn-fiiel

Der erste Schritt bei der Festlegung kritischer Werte für die Codierung schließt die Auswahl von Grenzwerten für die Bedingur.-jen a und b ein. Das menschliche Auge kann nicht allgemein eine Änctex^« t_n der Lichtdurchlässigkeit feststellen, die kleiner als ungefähr 1% ist. D.h. daß ΔΤ/Τ » O_rO1 ist, so daß die minimal feststellbare Änderung der Dichte gleich O, 004 ist. Weil Änderungen bei einem Pegel festgestellt werden sollten, der etwas unter dem Schwellwert der Feststellbare:.t durch das Auge liegt, kann ein minimaler Wert für a * 0,002 beispielsweise angenommen werden. Typischerweise liegt a aar Brust-Röntgenbildern in einem Bereich von 0,01 bis 0,03 und ein Wert a « 0,2 sollte als oberer Gsrens^rt angenommen werden

Zur Bestimmung von b wurden experimentelle Werte von C,01 als 0,02 herausgefunden und daher wird angenommen, daß ein Wen; von 0,1 als obere Grenze betrachtet werden kann, in diesem Fall beruht die Ausdehnung des Grenzwertes für b auf e^z Annahme, daß es wünschenswert sein kann, die Grauskalenempfindlichkeit des Systems über die des Auges an jedem Ende der Filmdichten«Skala hinaus zu verbessern, ohne daß die Gesamtzahl der codierten Pegel vergrößert wird. Dis Ausdehnung der Grauskalengrenzwerte an jedem Ende der Fil:ndichven=Ska.i.a setzt voraus, daß b sowohl negative als au.?h positive Wart?. annehmen darf.

^ypischerweise kann der minimale Wert von a = 0,01 «ei·,.. Der Dichtenbereich der Filmlichtdurchlässigkeit isv tyoische^ weise ungefähr 2. Wenn ein Wert von b * 0,005 ausgewählt wiii. besteht keine Möglichkeit, daß AD negativ werdsn kann, und die Änderung von AD über den fraglichen Dichtenbereich überschreitet nicht den Wert von a selbst, Dies ist damit die Begründung₈ die der Auswahl des begrenzenden b-Wartes f'Jr ate Codierfunktion in der NSha der logarithm!sehen Punktion zugrundeJLiegt» Zumindestens drei Arten von Codier-Hervorheb.ngan

; 0 9 e 3 3 / 0 8 ί 7

können angewandt werden. Diese sind:

1. Codierung für gleiche Feststellbarkeit;

2. Codierung zur Hervorhebung des Mediastinums und

3. Codierung unter Hervorhebung der Lunge.

Jede dieser drei Codiertechniken umfaßt a, b-Parameterwerte innerhalb der beschriebenen Grenzwerte. Jede dieser Codiertechniken umfaßt einen speziellen Bereich von a, b-Werten und nicht nur einen einzigen Satz von Werten. Der Grenzbereich zwischen den Werten von a, b für eine Codierung zur gleichen Feststellbarkeit und für eine Codierung unter Hervorhebung des Mediastinums schließt eine Überlappung der beiden Bereiche ein. Der Grenzbereich zwischen a, b-Werten für eine Codierung für gleiche Feststellbarkeit und der Codierung für eine Lungenhervorhebung ist durch den Bereich von Werten für die logarithmische Codierung getrennt.

Eine Codierung zur Erzielung einer gleichmäßigen Feststellbarkeit erfordert Codierpegelparameter, die der begrenzenden Fähigkeit des menschlichen Auges, Änderungen festzustellen, entsprechen. Die Dichtenintervalle pro codiertem Pegel bei dem Lungenbereich entsprechenden Filmdichten sind vergleichsweise größer als im Mediastinum-Bereich. Erläuternde Grenzwerte,, die für eine Codierung für gleiche Feststellbarkelt festgelegt werden können, sind folgende:

0,01 _: a< 0,04

0,005 £ b <_ 0,02

Die Codierung unter Hervorhebung des Mediastinums erfordert die Ausbildung von Codierpegelbreiten, die allgemein gleich der Fähigkeit des menschlichen Auges sind, Änderungen in dem Mediastinum —Bereich des Brust-Röntgenbildes festzustellen oder diese übersteigen. Dieses ist ein undurchlässiger Bereich

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der Brust, was einen niedrigen Röntgenfilm-Strahlungspegel und entsprechend ein relativ durchsichtiges Bild auf dem Film zur Folge hat. Für die Codierung unter Hervorhebung des Mediastinums können folgende erläuternde Grenzwerte festgelegt werden:

0.005 £ a £ 0,002
0.01 <, b _£ 0,04

Die Codierung unter Hervorhebung der Lunge erfordert die Ausbildung von Codierpegelparametem, die allgemein gleich der Fähigkeit des menschlichen Auges, Änderungen in dem Lungenbereich auf einem Brust-Röntgenbild festzustellen, sind oder diese überschreiten. Dies Jäb ein relativ durchlässiger Bereich der Brust und hat damit einen hohen Röntgenstrahlungspegel und damit ein relativ undurchlässiges Bild auf dem Film zur Folge. Erläuternde Grenzwerte, die für eine Codierung unter Hervorhebung der Lunge festgelegt werden können, sind folgende :

0,02 £ a £ 0,12
-0,05 _£ b ^-0,005

Es muß eine weitere Bedingung aufgrund des möglichen Auftretens von negativen AD-Werten angewandt werden, die sich aus der Verwendung von negativen b-Werten in der obenstehenden Ungleichbedingung ergeben. Δ0 darf in der Gleichung AD =» a + bD keine negativen Werte annehmen, weil dies eine physikalische Ummöglichkeit ist. Aufgrund dieser Bedingung ist:

a ₊ b (D₁ - D₂) 2.0 An der Grenze dieses Bereiches ergibt sich:

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Typischerweise ist

und somit ist |b[ = a/2.

Anstatt Grenzwerte in dem (a,b) Koordinatensystem zu definieren ist es möglich, kritische Bereiche in der (AD,D)-Ebene zu definieren. Diese führen mehr oder weniger zu den gleichen Arten von kritischen Bereichen. Die Tabelle I zeigt die Begrenzungen in der (AD,D)-Ebene. Bei der Definition der kritischen Bereiche wird D als die unabhängige Veränderliche in einer Ungleichung von der Art:

^ΔΕ>

^b2^D

betrachtete

Weil die tatsächliche Kombination von (AD,D)-Werten irgendwo innerhalb des kritischen Bereiches liegen kann, der in Tabelle I definiert ist, wird eine weitere Neigungsbedingung benötigt,, Diese wird in Ausdrücken der minimal zulässigen mittleren Neigung b für die verschiedenen kritischen Bereiche festgelegt.

Tabelle I

Codier-Hervorhebung

Ungleichung

Steigungsbedingung

Gleiche Erfaßbarkeit 0,01+0,005 D«AD£0,04+ AD ist eine im wesent-

+ O2D ~~ liehen monoton anwachsende Funktion von D, mit einer mittleren Steigung von b > 0,005

Hervorhebung des Mediastinums

He rvo rhe bun g de r Lungen

0,005+0, + 0,o4D

0,02+ AD ist eine im wesentlichen monoton anwachsende Funktion von D, mit einer mittleren Steigung von Έ > 0,01

0,02£0,005D£AD£0,12- - 05D

Ad ist eine im wesentlichen fallende Funktion von D, mit mittlerer Steigung von b ζ - 0,005

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Nachdem die anfängliche Grobausrichtung durchgeführt wurde, kann der abschließende Bildüberdeckungsschritt vollständig mit Hilfe von durch Maschinen ausgeführten Verfahren erfolgen. Es ist verständlich, daß die Grobausrichtung durch Manipulation des codierten Bildes oder durch Manipulation das ursprünglichen Röntgenbildes bezüglich eines festen Bezugsrahmens erfolgen kann. Daher kann bei alternativen Ausführungsformen des Verfahrens die Codierung vor oder hinter der manuellen Ausrichtung erfolgen.

Um die automatische Maschinenverarbeitung zu erleichtern, von der einige Arten auf der BaAs von Bildzellen-Graupegeln arbeiten, kann es notwendig oder wünschenswert sein, einige die Verarbeitung vorbereitende Schritte durchzuführen. Diese Schritte umfassen die Einstellung der Gesamtbild-Grauskaleneigenschaften. Eine derartige vorhergehende Verarbeitung darf mit der Fotoentzerrung nicht verwechselt werden, die als Verfahren der Einstellung der Grauskalenpegel einzelner entsprechender Bildzellen auf dem Bildpaar derart definiert ist, daß identische Merkmale identische (oder so weitgehend wie möglich identische) Grauskalenpegel aufweisen.

In Fig. 8 ist ein die Verarbeitung vorbereitender Schritt der Kontrasteinstellung dargestellt. In dieser Figur ist die akkumulierte Grauskalen-Bildzellenverteilung der beiden Bilder auf der vertikalen Achse gezeigt, während die ansteigenden Bild-Grauskalenpegel auf der horizontalen Skala gezeigt sind. Es sind angenommene Kurven für die A-und B-Bilder gezeiqt. Diese Kurven zeigen, daß die Gesamtbilder erhebliche Kontrastunterschiede aufweisen und daß sie dennoch von dem gleichen Gegenstand oder der gleichen Person stammen. Weil die Bilder nicht in tlberdeckung gebracht wurden, ist e3 unmöglich, zu bestimmen, welche Bildzelle des Bildes A weicher Bildzelle des Bildes B entsprehen soll, es ist jedoch -nögl:.cn_t

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eine grobe Kontrastentzerrungseinstellung für das Bildpaar durchzuführen, um die Bildzellenverteilungen bei jedem Grauskalenpegel in Übereinstimmung zu bringen, wie es in Fig.8 gezeigt ist, wo ein Bild in Übereinstimmung mit dem anderen gebracht wird. Alternativ könnten beide Bilder auf eine Idealkurve normalisiert werden, wie z.B. eine diagonale unter 45° verlaufende gerade Linie oder besser noch eine Kontrastverbesserungskurve, die die interessierenden Bildmerkmale Ia einer besseren Weise sichtbar macht.

In Fig* 3 ist ein stark vergrößerter Teil der heidsn übereinanderliegenden Bilder um die Punkte 21a, und 21b nach Fig* gezeigt. Der die jeweiligen Punkte umgebende Bildbereich wurde in eine Reihe von horizontalen und vertikalen Bildzellenquadraten unterteilt. Es ist zu erkennen, daß das typische Äbtast- und Detektorsystem mit sich berührenden Kreisen arbeitet, dies ist jedoch für die jetzige Diskussion äquivalent zu den Quadraten. Die Quadrate können außerdem als "pixel¹¹¹ (Bildzellen) bezeichnet werden und jedes pixel Icann ali? ein eindeutiger geometrischer Bereich des Bildes betrachtet werden, der irgendeinen einzigen Pegel der Grauskaleninformation darstellt. Jedes in dem unteren rechten, das erste Bild darstellenden Teil nach Fig. 3 gezeigte pixel ist eindeutig durch seine relativen horizontalen (X) und vertikalen |Y}~ Abstände vom Punkt 21a definiert. In gleicher Weise kann jedes in dem oberen linken, das zweite Bild darstellenden Teil der Fig. 3 gezeigte pixel entsprechend durch seine relativen horizontalen (X) und vertikalen (Y) Abstände vom Punkt 21b identifiziert werden. Das genau am Punkt 21a liegende pixel kann so aufgefasst werden, als ob es eine absolute, jedoch willkürliche Lage aufweist. Das genau am Punkt 21b liegende pixel liegt relativ zur absoluten Lage des Punktes 21a um die gemessene Verschiebung entfernt, die während des. groben anfänglichen Ausrichtungsschrittes erfolgte.. Alternativ liegen die pixel an den Punkten 21a und 21b relativ

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-U-

zu irgendwelchen X- und X-Achsen, wie dies weiter oben beschrieben wurde.

In der tatsächlichen Praxis ist für die Größe der pixel typischerweise ein Durchmesser von 0,25 mm gewählt und daher können die Punkte 21a, 21b usw. in Wirklichkeit mehrere pixel umfassen. Für die Zwecke dieser Beschreibung wird jedoch angenommen, daß die jeweiligen Punkte jeweils als ein einzelner pixel-Bereich identifiziert werden können und aus Bequemlichkeitsgründen wird angenommen, daß ein Punkt am Mittelpunkt eines speziellen pixels liegt.

Die Auswahl der zusammenpassenden Bildkontrollpunkte kann entweder manuell oder automatisch erfolgen. Wenn die Auswahl der passenden Punkte manuell erfolgt, versucht die Bedienungsperson Punkte mit Punkten oder Punkte mit Linien passend zu verbinden. Wenn die Anpassung automatisch erfolgt, beruht die Entscheidung des Reimers darauf, wo die richtigen Anpassungspunkte auf der Basis einer Flächenkorrelation liegen, und nicht auf der Basis eines einzelnen Punktes oder einiger Linien.

In Fig. 1C ist eine ausführliche Ansicht eines übereinanderliegenden Bildpaares gezeigt, bei denen ein Punkt 31 auf einer Rippe 81 in einem Bild ausgewählt ist, um diesen an eine Linie 82 anzupassen, die der Kante der gleichen, jedoch in dem anderen Bild gezeigten Rippe folgt. Die senkrechte Entfernung von der Linie 82 zum Punkt 31 wird als Entfernungsmaß der relativen Verschiebung der Merkmale zur Bestimmung der Bildverwerfung verwendet, wie es weiter unten beschrieben wird. Dies funktioniert weitgehend in der gleichen Weise als ob der Abstand zwischen zwei Kontrollpunkten zur Identifikation der relativen Verschiebung des gleichen Merkmales in dem Bildpaar verwendet wird.

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In Fig. 1D ist ein Bildpaar zusammen mit einer Vielzahl vor. Punkt-zuPunkt- und Punkt-zu-Linien-Bedingungen gezeigt, die eine Information zur Entwicklung der Bildverwerfungsgleichungen liefern können, wie es weiter unten ausführlicher beschrieben wird. Die Auswahl dieser Punkte und Neigungen beruht auf der Basis von für den Betrachter sichtbaren Merkmalen. An den Kanten eines Brust-Röntgenbildes ist es einfach, Punkt-zu-Punkt-BeZiehungen auf der Basis der Scheitelpunkte der scheinbaren Schnittpunkte der vorderen und hinteren Rippen zu identifizieren. In den Mittelbereichen des Erust-Röntgenbildes ist es einfacher, Punkt-zu-Nelgungs-Beziehungen zu identifizieren, die auf der horizontalen Ripp&nstruktur beruhen.

Bei Röntgenbildern mit besserer Qualität kann die manuelle Punkt-zu-Punkt- oder Punkt-zu-Linien-Methode Cöder <s±n& Kombination hiervon) als das gesamte Bildüberdeckungsverfahren als eine Ausführungsform des Verfahrens der Erfindung dienen. Im folgenden erfolgt eine ausführlichere Erläuterung des Verfahrens, bei dem eine ausgedehnte Verwerfung erforderlich ist, um eine überdeckung zu erzielen. Außerdem erfolgt; je mehr Masshinenverarbeitung gegenüber der Verwendung vor. Bedienungspersonen - Zeit auftritt, die Verarbeitung xm^zfsdhntilh obwohl kompliziertere Arbeit erforderlich ist» Wenn dis; manuelle Auswahl der Kontrollpunkte für die BiIdVerwerfung nicht MwSerst einfach ist, und nur wenige Kontrollpunkte erfordert, geht das Bestreben dahin, das automatische Verarbeitungsverfahren zu verwenden.

Wie es in Fig„ 1A gezeigt ist, kann das schließliche Ergebnis der Kontrollpunktauswahl in einer Vielzahl von Kontrollpunkten 16 auf foaiden Bildern A und B bestehen„ obwohl die Kor.troll ■ punkte Rur "im Hinblick auf ein Bild gezeigt sind=

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Der erste Schritt in der automatischen Bildtiberdeckung besteht darin, eine Vielzahl von vorgegebenen Teilbereichen mit festgelegter Größe und Form und jeweils einer vergleichsweisen großen Größe im Vergleich zur Größe einer einzelnen Bildzelle im wesentlichen in einem Gittermuster auf einem der Röntgenbilder auszulegen, wie es an» besten aus Fig., 7 zu erkennen ist. Es können beispielsweise quadratische Teilbereiche 50 verwendet werden, wie dies gezeigt ist. Von

4 bis zu 8 Teilbereichs-Quadrate können quer über das Röntganbild ausgelegt werden und von 4 bis zu 10 Teilbereichs-Quadrate können das Bild hinunter ausgelegt werden. Jeder Teilbereich des ersten Röntgenbildes wird mit dem entsprechenden Bereich des zweiten Bildes in Korrelation gesetzt, indem der Mittelpunkt des Teilbereiches um eine vorgegebene Anzahl von Bildzellen in allen Richtungen in bezug auf das zweite Bild verschoben wird und in^dem ein Korrelation skoeffizient im bezug auf die Grauskalen-Tönungswerte der Bildzellen berechnet wird, die in dem Teilbereich und in der Fläche des zweiten Bildes liegen. Ein typisches Suchschema kann mit Schritten von einer Bildzelle in jeder der vier Richtungen erfolgen, für insgesamt beispielsweise

5 Bildzellenschritte in jeder Richtung, für die jeweils ein Korrelationskoeffizient berechnet wird. Die Suche wird fortgesetzt, bis die Lage, die den maximalen Korrelationskoeffizienten ergibt, bestimmt ist. Somit wird der Korrelationskoeffizient erneut berechnet, bis eine maximale Passung für die Mittelzelle des Teilbereiches erzielt ist, um den Kontrollpunkt auf dem zweiten Bild zu bestimmen, der bei der Bestimmung der Bildtransformationsgleichungen verwendet werden soll.

Wenn sich der größte Grad der Korrelation nicht am Mittelpunkt des ersten Suchschemas befindet, so wird der gesamte Teilbereich aufgenommen und in der Richtung des Maximums verschoben

409833/085 7

und der Vorgang wiederholt. Auf diese Weise wird das Suchsenema herumbewegt, bis ein Maximum am Mittelpunkt des Teilbereiches erzielt wird. Dann werden in Abhängigkeit von dem erforderlichen Genauigkeitsgrad die Koordinaten der Teilbereichsmittelpunkte an diesem maximalen Korrelationspunkt als ein zweidimensionales angepaßtes Paar aufgezeichnet. Für eine genauere Bestimmung kann ein Interpolationsschema verwendet werden, wenn die maximale Korrelation nicht mit den Koordinaten einer vorgegebenen Bildzelle zusammenfällt»

Weil ein rechteckiges Netzwerk von Korrelations-Teilbereichen aufgrund seiner eigenen Konstruktion Bereiche mit praktisch keiner Information einschließen muß (beispielsweise kannfein Teilbereich eine gewisse Fläche des Zwerchfells einschließen _e wo das Bild einem gleichförmigen Graufeld angenähert 1st) bei denen irgendein Korrelationsmaß bedeutungslose Ergebnisse ergibt, ist es in vielen Fällen am besten, das manuelle und das automatische Verfahren zu einer halbautomatischen Lösung zu kombinieren. Dieses Verfahren umfaßt die Verwendung einer menschlichen Bedienungsperson zur Auswahl der Mittelpunkte der ersten Bild-Teilbereiche in Bereichen, bei denen die Wahrscheinlichkeit einer guten Korrelation hoch ist. Dies muß nur angenähert erfolgen. Wenn diese Technik im Gegensatz zum geometrischen Gitter verwendet wird, ist es möglich, eine überelnanderanordnung eines Bildes gegenüber dem anderen zu erzielen, die lediglich auf einer Art von anatomischen Merkmalen (wie z.B. den Rippen) beruht, wenn dies erwünscht ist. Zusätzlich ist es auf diese Weise möglich, die Korrevations-Teilbereiche auf Stellen zu zentrieren, an denen die Anpassung sehr genau durchgeführt werden kann, so daß sich eine gehr genaue Gesamt-tfbereinanderanordnung der beiden Bilder ergibt, vorausgesetzt, daß die Teilbereiche weit über

es möglich

das gesamte Tiild verteilt sind. Außerdem ist, wenn der Radiologe speziell an ü.--- einem Teilabschnitt des Röntgenblldes

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interessiert ist, die Korrelationsflecken in dem Bereich von größtem Interesse zu konzentrieren. Merkmale innerhalb dieses Bereiches sind dann besser ausgerichtet, als Merkmale außerhalb dieses Bereiches. Eine weitere Alternative würde darin bestehen, das geometrische Gitter von Teilbereichen zu verwenden und es einer Bedienungsperson uu ermöglichen, schlecht gewählte Teilbereiche zu entfernen unc andere hinzuzufügen.

Unter Verwendung eines festen Prozentsatzes des Teilbereichs=· Mittelpunktskorrelationskoeffizienten werden bestimmte Parameter berechnet, die eine resultierende Korrelationsellipse beschreiben, entsprechend der kleinen Ashse, der großen Achse und der Ausrichtung der Ellipse in bezuc auf den Teilbereich, In Fig. 7 ist eine Vielzahl von Teilbereichen 50 in bessug auf Korrelationsellipsen 52 gezeigt, die für jeden Teilbereich berechnet wurden. Eine derartige Ellipse bestimmt eine differenzielle Bewertung, die auf den ausgewählte^ Korrelationskontrollpunkt anwendbar ist, zusammen mit dem tatsächlichen Wert der Korrelation für diesen Punkt.

Das Korrelationsmaß, das zur Messung der Genauigkeit, der Anpassung des Teilbereiches des ersten Bilds mit dem zweiten Bild verwendet wird, ist üblicherweise der lyrrelationskoeffizient, der wie folgt definiert ist:

I (P₁ - ρ) (q_± - q)

[Σ (ρ-?)² Σ (q - q)²]^1/2

wobei p. und q. die Grauskalenwerte an konjugitrten Punkten mit dem Index i auf Bezugs- bzw. Nebenbildern sind und wobfei p, g die mittleren Grauskalenwerte für jedes Bid sind.

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wobei sich ein ähnlicher Ausdruck für q ergibt. N ist die Gesamtzahl der Bildzellen in dem Teilbereich-Quadrat und i läuft über den gesamten Teilbereich, ρ und q sind die mittleren Grauskalenwerte für jedes der Bilder mit sich selbst genommen. Der Wert des Korrelationskoeffizienten r ändert sich über dem Bereich: - 1 £ r £ +1. Normalerweise ist der Wert von r in der Nachbarschaft des Maximums des Korrelationskoeffizienten größer als 0,5.

Das Korrelationskoeffizientenmaß weist gegenüber anderen Maßen den Vorteil auf, daß es Werte zwischen -1 und +1 einschließlich einnimmt und weiterhin ist, wenn p. =» q. ist, für alle Werte von i,r~1. Ein derartiges Maß liefert ein einfach interpretierbares Maß des Grades der Gleichheit der beiden Korrelations-Teilbereiche. Andere Maße können selbstverständlich auf einem ähnlichen Bereich von Werten normalisiert werden. Es wird angenommen, daß der Korrelationskoeffizient das wirkungsvollste Maß für den Zweck der Überlagerungsanpassung ist. Der Korrelationskoeffizient ergibt die Vorteile von 1. der Genauigkeit, 2. der Unempfindlichkeit gegenüber Abtasteinrichtungs-Codierstörungen, 3. leichte Interpretierbarkeit (definierter Werfeebereich), 4. geringes Auftreten von falscher Korrelation _f 5_e sieh von selbst ergebende Photonormalisierung der beiden Pleekeri und 6„ der Tatsache, daß die Photonormalisierungsparametsr ein Nebenprodukt der Korrelationskoeffizienten-Berechnung sind.

Bei Betrachtung des Korrelations-Ellipsenkonzeptes beschreibt beispielsweise eine Ellipse, die in der X-Richtung stark langgestreckt ist, die Y-Koordinate des Anpassungspunktes sehr gut, sagt jedoch sehr wenig über die X-Koordinate aus. Ein derartiger Fall könnnte dadurch entstehen, daß eine Korrelation entlang einer nahezu horizontalen Kante einer Ripps durchgeführt wird, wo die Korrelations-Teilbereiche fast tiberall

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in einer X-Richtung sehr gut zusammenpassen, solange wie die Y-Koordinaten bestimmt sind. Dies ergibt sich natürlich daraus, daß eine Rippe ein klar definierter Gegenstand mit einem erheblich unterschiedlichen Grauskalenwert gegenüber anderen Grauskalenwerten ist, und eine scharf definierte Kante aufweist, die allgemein horizontal verläuft, d.h. in der X-Richtung. Anstatt dieses Paar von angepaßten Punkten einfach wegzulassen, wird den X- und Y-Polynom-Koeffizienten eine unterschiedliche Bewertung zugeordnet, wobei die Bewertung für die X-Korrelation nahezu Null und für die Y-Korrelation erheblich sein würde. Für eine Ellipse, deren Hauptachse um einen bestimmten Winkel C gedreht ist, werden die beiden Bewertungen auf der Grundlage der Ausrichtung der Ellipsenachse und des hierdurch dargestellten ElliptizitMtsgrades bestimmt»

Bei der Durchführung der Teilbereichs-Korrelation auf der Grundlage des Korrelationskoeffizienten ist es sehr gut möglich und sehr wahrscheinlich, wenn es sich um Brust-Röntgen * bilder handelt, daß ein Teilbereich in einer Richtung sehr gut in Deckung ist, jedoch nicht in der anderen. Dies könnte beispielsweise auftreten, wenn der Teilbereich zwei unfcarschiedliche monotone Bereiche enthält, die durch eine gradlinige Begrenzung zwischen sich definiert sind, wie z.B. entlang einer horizontalen Rippe.

In diesem Fall könnte der konjugierte Korrelationsbereich des zweiten Bildes über einen langen Weg in der seitlichen oder X-Richtung bewegt werden, nachdem die vertikale oder Y-Position festgelegt wurde, ohne daß der Korrelationskoeffizient stark beeinflußt würde. Aus diesem Grunde könnte gewünscht werden, daß dieser Teilbereich zur Bestimmung der Verwerfungsgleichungs-Koeffizienten in der vertikalen Richtung verwendet werden könnte, während dieser Teilbereich unter keinen umständen zur Entwicklung der seitlichen oder X-Richtun ^

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koeffizienten verwendet würde. Es ist daher wünschenswert, jeden Korrelationspunkt in Ausdrücken des relativen Beitrages zu bewerten, den dieser zu den Verwerfungsgleichungs-Koeffizienten in jeder der beiden zueinander senkrechten Richtungen machen kann.

Die Technik für die Auswertung und Bewertung jedes Korrelations-Kontrollpunktes ist in den weiter unten beschriebenen 4 Hauptstätten umrissen:

(1) Suche nach einer maximalen Korrelation.

Der erste Schritt besteht darin, den Neben-Te übe reich systematisch, herumzubewegen und ihn an unterschiedlichen Stellen bezüglich des Bezugsbereiches anzuordnen, bis das Maß der übereinanderanordming, der Korrelationskoeffizient, maximal gemacht wurde. Die Bezeichnung Neben-Teilbereich bezieht sich auf den Bild-Teilbereich, der eventuell verworfen oder verzerrt wird, um ihn in überdeckung mit dem festen oder Bezugsbildbereich zu bringen.

Dieses Verfahren der übereinanderanordnung ist in gewisser Weise analog dazu, zwei quadratische Abschnitte einer Fensterscheibe, die mit Farbe in nahezu identischen Mustern bespritzt wurden, zu nehmen und zu versuchen, diese Muster in Oberdeckung zu bringen. Jeder Abschnitt weist 100 oder mehr kleine Quadrate auf einer Seite auf und es wird damit begonnen, das mittlere Quadrat auf dem ersten, dem Neben-Muster, auf das mittlere Quadrat des zweiten, des Bezugs-Musters, zu legen. Eine visuelle Betrachtung kann schnell bestimmen, wie gut die beiden Muster zusammenpassen. In-dem nunmehr das Neben-Muster um einige Quadrate in jeder der Richtungen +X -X +Y -Y verschoben wird und die Qualität der Anpassung betrachtet wird, kann vorstellungsmäßig die Richtung festgelegt werden,

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die zur besten überdeckung führt. Um genau den Korrelationskoeffizienten an diesen verschiedenen Punkten zu bestimmen, müssen zwei Faktoren betrachtet werden: 1t Die Größe des Korrelationsflecks sollte ziemlich groß sein; weil die Merkmale, die am einfachsten korreliert werden können - nämlich Obergänge von hell zu dunkel oder umgekehrt - neigen dazu, sich über große Bereiche zu erstrecken, weil situ*, nahezu monotone Graufelder auf jeder Seite befinden und vergleichsweise wenig Einzelheiten aufweisen.

2z Aufgrund des Fehlens einer scharfen Umgrenzung und von Einzelheiten ist es in vielen Fällen ratsam, nur jede andere Bildzelle bei der Berechnung des Korrelationskoeffizienten zu berücksichtigen. Änderungen erfolgen über mehrere Zellen, so daß es nicht wesentlich ist, jede einzelne Zelle zu berücksichtigen .

(2) Konstruktion des Korrelationsmaximums.

Danach wird der Punkt der maximalen Korrelation für einen Punkt des zu identifizierenden Teilbereichs als der neue Mittelpunkt des Teilbereiches identifiziert.

(3) Festlegung der Fehlerellipse.

Punkte mit relativ niedrigen Korrelationskoeffizienten (kleiner als 0,5 oder 0,6 beispielsweise) sollten bei der Betrachtung der Teilbereichsüberdeckung möglicherweise fortgelassen werden. Jedoch werden nicht alle Punkte mit höherer Korrelation beibehalten. Weiterhin ist die Schärfe der Definition des Punktes mit der höchsten Korrelation in bezug auf die Korrelationswerte von umgebenden Punkten eine Anzeige dafür, wie stark sich die beiden Röntgenbilder relativ zueinander ändern. Allgemein gilt, daß, je schärfer der Spitzenwert ist, desto besser dieses Verfahren die richtige Lage des Mittelpunktes des Teilbereiches festlegt. Wenn die Korrelationsfunktion ein

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flaches, schlecht bestimmtes Maximum aufweist, kann dies anzeigen, daß ein kleiner Bewertungswert diesem Maximum bei der Bestimmung der Bildverwerfungsfunktion zugeordnet werden sollte.

Dieser Fall ist manchmal mit großen, monotonen (merkmalslosen;; Bereichen der Abbildung verbunden, wo der Korrelationskoeffizient lediglich auf den Störhintergrund in beiden Bildern anspricht. Somit kann die maximale Korrelation wenig oder nichts mit dem Punkt der besten Bildüberlagerung zu tun haben. Eine Korrelationsoberfläche kann in bezug auf die Koordinaten des Bildes dadurch bestimmt werden, daß der Wert von r als Erhebung über der Koordinatenebene festgelegt wird. Durch Hindurchlegen einer Ebene durch die Korrelationsoberfläche an einem bestimmten großen Bruchteil des Maximums und durch Untersuchen des Schnittpunktes der Ebene und der Oberfläche kann eine differentielle Bewertung für diesen Kontrollpunkt bestimmt werden. Ein Korrelationsspitzenwert ist ein vergleichsweise stark erhebener Punkt der Korrelationsoberfläche. Ein willkürlicher Bruchteil des Maximums wird ausgewählt (Werte im Bereich von 0,95 bis 0,98 wurden mit Erfolg verwendet) und der resultierende Umriß wird untersucht. Der Schnittpunkt ist eine Ellipse mit willkürlicher Ausrichtung (Θ) und großen (a) und kleinen (b) Halbachsen.

Die weiter oben beschriebene Figur 7 stellt eine Skizze eiies Brust-Röntgenbildes dar, in der die Korrelations-Teilbereiche eingezeichnet sind. Die Fehlerellipsen für erfolgreich korrelierte Punkte sind mit der richtigen Ausrichtung und Elliptizität eingezeichnet, ihre Größe wurde jedoch zu Erläuterungszwecken vergrößert. Man bemerke, wie häufig die lange Achse einer Ellipse parallel zur Begrenzung zwischen einer Rippe und dem Brusthohlraum oder dem Zwerchfell und der Lunge parallel verläuft. Es sei weiterhin darauf hingewiesen,

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daß in den Bereichen mit einer nahezu monotonen Grauskala, wie z.B. dem Wirbelsäulenbereich oder dem Zwerchfell» die Größe der Ellipse ansteigt, was einen wesentlich größeren schlecht definierten Spitzenwert anzeigt. In vielen Fällen weisen Teilbereiche mit scheinbaren Rippenschnittpunkten eine schmalere Ellipse auf, was einen schärferen Korrelationsspitzenwert anzeigt.

Es ist klar zu erkennen, daß, wenn a und b parallel zu der X- bzw. Y-Achse verlaufen (9=0), diese beiden Größen umgekehrt proportional zu den Bewertungen sind, die ihnen in d&n jeweiligen Richtungen zuzuordnen sind. Eine in der X-Richtung langgestreckte Ellipse zeigt an, daß das zweite Bild Ober große Entfernungen in dieser Richtung bewegt werden kann, ohne daß der Korrelationskoeffizient wesentlich geändert wird. Damit sollte die Bewertung in der X-Richtung kleiner als die Bewertung in der Y-Richtung sein. Eine Ellipse, die sich einer geraden Linie annähert, zeigt an, daß die zu dieser Linie senkrechte Bewertung hoch sein sollte (nahe 1), während die ihr parallele 'iewertung nahezu Null sein sollte.

Für Ellipsen, deren Achsen nicht parallel zu den X- und Y-Achsen verlaufen, muß eine Kombination dieser beiden einzelnen Bewertungen verwandet werden.

Es sei angenommen, daß:

w_u - (a² + b²)^1/2 / a und w_y = (a² + b²)^1/2 / b woraus dann berechnet wird:

w_7; = |w_u cos Q\f I w_v sin θ| ■ |w sin θ|+ I w cos θ|

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und schließlich dadurch erneut normalisiert wird, daß jede Gleichung durch den Faktor

2 2 ^1/2

(W_x ² ₊ w_y ²)

dividiert wird.

Eine weitere Erwägung an diesem Punkt kann in der Einfügung des Faktors r in jeder der Bewertungen bestehen« d.h., daß w , und w mit r multipliziert werden, so daß Punkte mit größeren Korrelationskoeffizienten stärker bewertet werden, als mit kleinerer Korrelation. Dies ist jedoch nicht eine allgemeine Garantie für eine Verbesserung, weil viele Fälle von hoher Korrelation auftreten, die mit schlecht angepaßten Teilbereichen verbunden sind, und zwar aufgrund von Merkmals-losen Abbildungen. Der umgekehrte Fall, daß niedrige Korrelationen mit gut angepaßten Abbildungen verbunden sind, tritt selten auf. Allgemein erzwingt das hier vorgeschlagene Verfahren die Einfügung von lediglich den Punkten mit ziemlich hohen Korrelationskoeffizienten und somit ist der Bereich von Werten für die verschiedenen Bewertungen bis zu Beginn klein und die Notwendigkeit zur Unterscheidung zwischen diesen ist nicht groß.

Die Techniken der automatischen Auswahl der Korrelations-Teilbereiche und der manuellen Teilbereichsauswahl hängen von einem Bereichskorrelationsverfahren (im Gegensatz zu einem einzelnen Punkt) ab. Der Schlüssel zum Erfolg bei diesem Verfahren hängt stark von dem speziellen für die Korrelation verwendeten Bildmaß ab. Dieses Maß nimmt allgemein die Form einer Funktion an, die, wenn eine digitale Information über zwei Bilder gegeben ist, eine Ziffer ergibt, die ein Maß der Ähnlichkeit der vorgegebenen Bilder angibt.

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Ein Bild-Maß ist eine numerische Funktion von Matrizen (von Grauskalenwerten), die ein Maß ihrer Ähnlichkeit angibt. In den folgenden Gleichungen wird angenommen, daß die Bild-Teilbereiche rechteckige Matrizen oder Anordnungen sind. Zur Vereinfachung der Schreibweise wurde weiterhin angenommen, daß die Pruf punkte aufeinanderfolgend mit einem einzelnen Index bezeichnet sind. p. und q. sollen die einzelnen Grauskalenelernente des ersten bzw. zweiten Bildes bezeichnen. Einige typische Bildmaße sind:

(1) Bezugs- oder Differenz-Punktion

M= Σ Ip₁ - q_±|

(2) Quadrierte Bezugs- oder Differenz-Funktion

M « Σ (P₁ - q.)²

i ^{x ί}

(3) Innere Produktfunktion

p. q

(4) Kosinusfunktion

^Pi^qi

/Σ ρ ² Σ q * i i

(5) Der weiter oben beschriebene Korrelationskoeffizient

Der Spitzenwert irgendeines Bildmaßes weist zwei wichtige Parameter an der den Kontrollpunkt bezeichnenden Anpassungs position auf, nämlich die relative Höhe des Spitzenwertes

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und seine Aufapreizung. Die relative Höhe 1st das MaB der Entsprechung, während die Aufspreizung etwas über das Verhalten des Maßes in der Nähe der Anpaßposition aussagt. Weiter hin stellt die Aufspreizung des Spitzenwertes eine wesentliche Erwägung dar, wenn erwartet wird, daß das Korrelationsverfahren auf der Anpaßposition von irgendeiner großen Anzahl von Bildzellenentfernungen fort konvergiert. Das Korrelationskoeffizienten-Bildmaß wird für die Röntgenbildverarbeitung als am meisten geeignet betrachtet, doch können andere Maße mit Ergebnissen verwendet werden, die in einigen Fällen zum Korrelationskoeffizienten im Ergebnis äquivalent sein können.

Unabhängig davon, ob der kompliziertere Schritt der Zuordnung von bewerteten Wertungen der Bildverwerfung unter Verwendung der welter oben beschriebenen Bild-Maße ausgeführt wird oder nicht, hängt der abschließende Satz von Bildverwerfungsgleichungen von der Anzahl der Kontrollpunkte und von der Kompliziertheit der Bildverwerfung ab, die man ausführen will. Die allgemeine Form für polynome Gleichungen für die Bildverwerfung ist:

? ?-i ₄

χ¹ - I I ^aii^x

i=o jo ¹J

P-i

wobei P die Ordnung des Polynoms ist. Die Anzahl der unbekannten Koeffizienten in den Polynomen erster, zweiter, dritter, vierter und fünfter Ordnung wächst an wie 6,12,20,30 und 42„ In einigen Fällen können bestimmte Koeffizientenwerte einem Nullwert zugeordnet werden. Hierdurch wird die Gesamtzahl der unbekannten Koeffizienten und die minimale Anzahl der er-

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-SO-

forderlichen Kontrollpunkte verringert. Beispielsweise wird, wenn die 4 Bckenkontrollpunkte auf jedem Röntgenbild verwendet werden, lediglich der X- Y-Ausdruck in dem quadratischen Polynom beibehalten und die X und Y -Ausdrücke werden gleich Null gesetzt, indem ihre Koeffizienten gleich Null gemacht werden. Für eine vorgegebene Gesamtzahl von Koeffizienten wird eine exaktere Bildverwerfung erzielt, wenn die Anzahl der Ausdrücke in der X*-Gleichung größer als die Ans ah 1 in der i*-Gleichung ist, und zwar aufgrund der Art der Nicht Gleichförmigkeiten, die zwei Paare von Röntgenbildern aufweisen.

'Wie es welter oben erläutert wurde, kann der Meßvorgang zur Bestimmung der Kontrollpunkte entweder manuell, manuell mit einer Rechner-Korrelation für eine genauere überdeckung oder vollständig automatisch durchgeführt werden. In jedem Fall besteht das Ergebnis in einem Satz von Kontrollpunktpaaren, die sich auf entsprechende Punkte oder Merkmale der beiden Bilder beziehen. Diese Punkte bestimmen dann die Polynomendehnungskoeffizienten a.., b.. in den vorstehenden Gleichungen. Weil jedes Punktpaar zwei Gleichungen liefert und (P+1) (P+2) unbekannte Koeffizienten bestimmt werden müssen, ist es verständlich _f daß ein Minimum von

(P-H) (P+2) 2

Kontrollpunkten auf jedem Bild gemessen werden muö. In vielen Fällen ist es wünschenswert, rohr Punkte zu messen« als minimal erforderlich ist, um die Wahrscheinlichkeit von isolierten Meßfehlern zu verringern, die fehlerhafte polynome Dehnungskoeffizienten erzeugen. Wenn mehr Punkte gemessen werden, als dies tatsächlich für eine Lösung erforderlich ist, so muß irgendein Verfahren verwendet werden, das diese Tatsache mit vorteil ausnutzt. Das am häufigsten verwendete Verfahren besteht darin» daß die Summe der quadrierten Entfernungen

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zwischen Paaren von entsprechenden Punkten auf den beiden Bildern zu minimieren, d.h. das Fehlerquadratverfahren. In Kürze kann dieses Verfahren wie folgt zusammengefaßt werden: Es sei angenommen, daß die Koeffizienten a.. in den weiter oben aufgeführten Dehnungspolynomen gesucht werden. Die gemessenen Paare von Punkten seien wie folgt bezeichnet:

und

B,

1,2,

für die η-Paare auf den Bildern A bzw. B. Unter Verwendung der Vektor-Schreibweise kann das Dehnungs-Polynom wie folgt geschrieben werden:

X,

OO

¹OI

⁸PO

oder X * ZA.

Der Vektor X und die Matriz Z werden aus gemessenen Koordinatenpaaren gebildet und der Vektor A wird aus den unbekannten Polynom-Koeffizienten gebildet. Das Fehlerquadratverfahren der Be-» Stimmung des Vektors Ά" umfaßt die Multiplikation beider Seiten

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der Gleichung mit der transponierten Form Z (die mit Z bezeichnet ist) und durch darauffolgende Multiplikation mit

T -"1 den Inversen des Produktes (Z Z) . Schließlich sind die

— T — 1 T—

Koeffizienten durch A ■ (Z Z) ZX gegeben, wobei ein ähnlicher Ausdruck für die Polynom-Koeffizienten für die Dehnung in der Y-Richtung besteht.

Polynome wurden als ein Verfahren der Bildverwerfung zur Erzielung einer Oberdeckung der Röntgenbilder beschrieben. Mathematische Funktionen dieser Art weisen viele Vorteile auf, von denen einer darin besteht, daß sie die Eigenschaft der Erzielung einer kontinuierlichen ersten Ableitung aufweisen, d.h. eine Bilddehnung, die sich kontinuierlich ändert.

Andere Verfahren der Ausführung der Bildverwerfung können außerdem mit Vorteil in Betracht gezogen werden. Wenn ein Polynom hoher Ordnung verwendet wird, sind ihre Interpolationseigenschaften innerhalb des Kontrollpunktbereiches des Bildes und die Extrapolationseigenschaften außerhalb des Kontrollpunk tbe reiches des Bildes in vielen Fällen unannehmbar« Wenn sich beispielsweise die Kontrollpunkte nicht bis zur Kante der Brust erstrecken, wird die Dehnung in den Randbereichen des Brust-Röntgenbildes in vielen Fällen äußerst extrem. Diese extreme Dehnung ist mit der physikalischen Art der differentiellen Anordnung der Merkmale auf den beiden Bildern unvereinbar. Dies ruft andererseits einen gewissen Grad einer fehlerhaften überdeckung des Bildes um den Randbereich herum hervor.

Eine weitere Eigenschaft, die mit der Verwendung von Polynomen verbunden 1st, ist der Grad der Konformität an den gemessenen Kontrollpunkten. Es sei beispielsweise der Fall betrachtet, bei dem durch einfaches Verschieben der beiden Röntgenbilder im bezug aufeinander ohne eine Dehnung eine Reihe von 32 Kontrollpunktpaaren auf den beiden Bildern auf einem mittleren radialen

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Fehler von 18 nun anaepaßt werden kann, jedoch nicht besser. Wenn beispielsweise ein bivariantes Polynom dritter Ordnung mit insgesamt 20 Koeffizienten zur Verringerung dieses Fehlers auf ungefähr 6 mm an den Kontrollpunkten verwendet werden
kann, so werden die Bilder durch ein Polynom noch höherer
Ordnung an den Kontrollpunkten auf noch größere Genauigkeit angepaßt, dies wird jedoch unter der Gefahr einer schlechten Anpassung in dem von den Kontrollpunkten entfernten Bereichen durchgeführt.

Zur Erzielung einer besseren Anpassung der beiden Bilder weist das Polynom höherer Ordnung die Eigenschaft auf, eine bessere Bildüberdeckung in der unmittelbaren Nachbarschaft der Kontrollpunkte hervorzurufen, es wird jedoch die Wahrscheinlichkeit einer schlechteren überdeckung in Bereichen des Bildes vergrößert, die von den Kontroll- oder Anpassungspunkten entfernt sind.

Es gibt andere Techniken, die zur Lösung dieses Problems verwendet werden können. Beispielsweise kann ein Muster von dreiseitigen oder vierseitigen Figuren auf jedem Bild aufgezeichnet werden und die Grenzen dieser Figuren können zur Verformung
eines Bildes relativ zum anderen verwendet werden. Diese
dreiseitigen und vierseitigen Figuren werden nach Art eines Gummibogens gestreckt, damit sie an den ausgewählten Kontrollpunkten genau übereinanderliegen. Je größer die Anzahl der Kontrollpunkte ist, desto größer ist im allgemeinen die Anzahl der einzelnen mehrseitigen Figuren und desto genauer ist die Bildverzerrung. Typischerweise liegt die Anzahl der abgeleiteten Figuren zwischen dem 0,5 und dem 1-fachen der
Anzahl der ausgewählten Kontrollpunkte.

Es gibt eine unendliche Vielzahl derartiger mehrseitiger Muster, die verwendet werden können. Bei der Erzeugung dieser Muster

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sollten zwei Konstruktionsprinzipien angewandt werden. Eine dieser Prinzipien besteht darin, daß allgemein keine Kontrollpunkte entlang der zentralen vertikalen Bildachse ausgewählt werden sollten. In diesem zentralen Bereich befinden sich normalerweise keine gut definierten Merkmale auf einem typischen Brust-Röntgenbild, wenn die Rontgenstrahlbeliehtung für die Untersuchung von Detailmerkmalen in den Lungen eingestellt wurde. Das zweite Konstruktionsprinzip besteht darin, daß eine Kontrollpunktsymmetrie um die zentrale Achse aufrechterhalten werden sollte. D.h., daß ein gleiches Interesse bei der Untersuchung beider Lungen besteht. In einigen Fällen können diese Erwägungen nicht anwendbar sein, weil ein Radiologe wünschen kann, seine Aufmerksamkeit auf nur eine Lunge zu konzentrieren. Innerhalb jeder dreiseitigen Figur werden Gleichungen von der folgenden Art verwendet, um die Verschiebung der Merkmale auf einem Bild zur Anpassung an die Merkmale auf dem anderen zu beschreiben:

^ÄYt ■ ^aO ^{+ a}1^{X + a}2^Y

In diesen Gleichungen sind 6 Parameter und 3 Paare von Eckenverschiebungen gegeben.

Für vierseitige Figuren werden Gleichungen der folgenden Art verwendet, um die Verschiebung der Merkmale auf einen Bild zur Anpassung an die Merkmale auf dem anderen Bild zu beschreiben:

ΔΥ - a. + a.X + a»Y + a,XY

ΔΥ - b_ + b.X + b.X + b.XY q O 1 2 3

In diesem Fall weisen die Gleichungen 8 Parameter auf und es

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ergeben sich 4 Paare von Eckenverschiebungen.

In dem vorhergehenden Beispiel bildete eine Reihe von 32 Kontrollpunkten die Grundlage für ein Polynom dritter Ordnung mit 20 Koeffizienten. In diesem Beispiel wurde der mittlere radiale Fehler an den Kontrollpunkten von 18 mm auf 6 mm verringert.

Wenn dreiseitige oder vierseitige Figuren verwendet worden wären, würden die Fehler an jedem der Kontrollpunkte auf 0 mm verringert sein, weil die Anzahl der Freiheitsgrade genau mit der Anzahl der Messungen übereinstimmt. Dieser Fall gilt nur für die genaue Lage der Kontrollpunkte und man ist nicht sicher, daß die dreiseitigen oder vierseitigen Figuren immer eine bessere Anpassung an dazwischenliegenden Stellen ergeben. Sie können jedoch überlegen sein, selbst wenn es keinen anderen Grund gibt, als daß sie von einem genaueren Ausgangspunkt ausgehen.

Einer der Vorteile der Verwendung mehrseitiger Figuren zur Erzielung der Bildverzerrung oder -Verwerfung besteht in der Fähigkeit der Anpassung an scharfe Bildverschiebungen, die durch unterschiedliche anatomische Merkmale hervorgerufen werden. D.h., daß wenn sich das Herz in einer unterschiedlichen Phase seiner Bewegung befindet, die mehrseitigen Figuren die genaue Anpassung der beiden (vergleichsweise) verschobenen Bilder ermöglichen, ohne daß dies mit sich bringt, daß diese Verschiebung andere Bereiche des Röntgenbildes beeinflußt. Dies wird dadurch erreicht, daß das beeinflußte Merkmal vollständig in eine derartige mehrseitige Figur eingefügt wird. Dies ist der Vorteil für anatomische Merkmale, die scharfe, sich örtlich ändernde Positionsverschiebungen aufweisen.

Von einem mathematischen Betrachtungspunkt besteht der Grund dafür, daß die Bildverwerfung mit Hilfe mehrseitiger Figuren

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der polynomen Bildverzerrung in dieser Hinsicht überlegen ist, darin, daß sie mehr Freiheitsgrade zur Anpassung an die komplexen relativen Bewegungen der anatomischen Merkmde der Brust aufweist. Ein weiterer oben erwähnter Grund besteht darin» daß die Bildverzerrung mit Hilfe mehrseitiger Figuren die Verschiebungen innerhalb einer vorgegebenen Figur isoliert. An den Grenzen der mehrseitigen Figuren ergibt sich eine Diskontinuität in der Dehnung eines Bildes relativ zum anderen, jedoch keine Positionsdiskontinuität. D.h., daß es nach dem Dehnen eines Bildes mit Hilfe einer Reihe von mehrseitigen Figuren keinen Teil des Bildes gibt, der fehlt.

Umgekehrt beruht die polynome Bildverzerrung oder -Verwerfung auf der Idee der Verbindungseigenschaften. D.h., daß, wenn sich ein Kontrollpunkt in einem Teil des Bildes der Brust etwas bewegt, sich eine zugrundelegende Annahme ergibt, daß unter Verwendung dieser Technik die Bildverwerfung über die gesamte Brust etwas geändert werden muß, selbstverständlich mit abnehmender Amplitude, wenn der Abstand von dem verschobenen Punkt größer wird. Auf diese Weise werden diese Merkmale effektiv elastisch verbunden.

Diese Art von Annahme erweist sich für Merkmale, wie z.B. den Brustkorb, ziemlich gut, weil die einzelnen Rippen dazu neigen, sich miteinander zu bewegen und weil sie flexible, jedoch nicht verlängerbare strukturelle Elemente darstellen. Ein klassisches Beispiel eines Knochenmerkmals, bei dem dies nicht zutrifft, ist die Position des Schlüsselbeines im Vergleich zu den Rippen. Ein Ende des Schlüsselbeines ist an dem Brustbein angebunden und dies ist sehr eng an die Rippenpositionen angebunden; das andere Ende kann sich frei mit fast vollständiger Translationsfreiheit bewegen, jedoch natürlich mit der Ausnahme ihrer Nichtverlängerbarkeit. Aufgrund dieser Eigenschaften weist das Differenzbild in vielen Fällen Fehl-

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abgleichs-Geisterbildes des Schlüsselbeines auf, die keilförmig geformt sind, wobei der Scheitelpunkt des Keiles in der Nähe des Brustbeins liegt. Diese Geisterbilder sollten jedoch für einen geübten Beobachter kein Problem darstellen.

Die Lungengewebe liegen zwischen Merkmalen, wie z.B. dem Brustkorb einerseits, und Merkmalen, wie z.B. der Kante des Herzens (oder des Zwerchfells) auf der anderen Seite. Die Lungengewebe können in der X- und Y-Richtung zusammen mit dem Brustkorb verschoben sein, sie werden jedoch außerdem unterschiedlich zum Brustkorb in einer Weise gedehnt, die stark vom Grad der Einatmung abhängt. Aus diesem Grunde wird als Basis für die Auswahl der Kontrollpunkte in vielen Fällen das Lungengewebe gewählt und nicht die Rippen, weil die Lungengewebe von größerem medizinischen Interesse sind und weil der Radiologe einfacher gpäaidieh Rippen-Geisterbilder

kann
subtrahieren^" als er hierzu bei Gewebe-Geisternbildern in der Lage ist.

Ein typisches Bildverwerfungsdiagramm 61 ist in Fig. 9 gezeigt, wobei diese Darstellung ein Vektor-Verzerrungsdiagramm in bezug auf ein ursprüngliches rechteckiges Gitter 60 ist, das auf dem Röntgenbild aufgezeichnet wurde.

Um Änderungen in Brust-Röntgenbildern festzustellen, ist der Erfolg des Verfahrens, das zur Einstellung der Grauskalenwerte eines Bildes zur Anpassung an die Grauskalenwerte des anderen Bildes auf einer Merkmal-für-Merkmal-Grundlage verwendet wird, kritischer als für irgendeine Art von Abbildungen, die nicht elektronisch verarbeitet werden. Die Tatsache, daß dies so kritisch ist, ist dadurch gegeben, daß es erwünscht ist, Abnormalitäten an einer frühzeitigen Entwicklungsstufe festzustellen, wobei zu dieser Zeit Änderungen noch nicht gut definiert

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sind, d.h. sie sind klein und schwach und müssen nicht notwendigerweise einen scharf definierten Übergangskantenbereich . aufweisen.

Der Ausdruck Photoentzerrung wird zur Beschreibung des gesamten Verfahrens der Erzeugung der gleichen Grauskalenwerte ü: die gleichen Merkmale auf jedem Röntgenbild verwendet, d.h. für die Merkmale, die sich von einem Brust-Röntgenbild zum nächsten nicht geändert haben. Dies bedeutet, daß die Grauskalenwerte jeder Bildzelle auf einem Bild an die entsprechende Bildzelle auf dem anderen Bild angepaßt werden müssen. Dies ist schematisch in Fig. 5B gezeigt. Im Gegensatz hierzu wird der Ausdruck Photonormalisierung zur Beschreibung eines speziellen Schrittes verwendet, bei dem eine Einstellung für Unterschiede in der mittleren Dichte (Δμ) und des Kontrastes (Δγ) dadurch erfolgt, daß man die rückschreitende Linie der gemeinsamen Grauskalenverteilung der beiden Bilder diagonal verlaufen läßt. Dies 1st schematisch in Fig. 5A gezeigt.

Änderungen in der optischen Dichte (die durch die Photonormalisierung korrigiert werden) werden üblicherweise durch Unterschiede in der photographischen Verarbeitung der Bilder, durch Unterschiede in den zur Herstellung der Bilder verwendeten Geräten oder durch Unterschiede in den verwendeten Materialien hervorgerufen. Es ist erforderlich, die mittleren optischen Dichten so weitgehend wie möglich gleichzusetzen, so daß der darauffolgende Subtraktionsschritt ohne die Einführung übermäßiger Fehler durchgeführt werden kann.

Fig. 4 ist eine Rechteckdarstellung, die die Häufigkeit des Auftretens von Bildzellen oder Pixeln in den Bildern A und B mit verschiedenen Dichten und damit die Dichteverteilung zeigt. Das digitale Äquivalent der optischen Dichte ist eine Ziffer, die den Graupegel darstellt. Weil die numerische

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Darstellung des Graupegels für jede Bildzelle in beiden Bildern zur Verfügung steht, ist es ein einfaches Verfahren, die Graupegelverteilungen für jedes Bild tabellarisch aufzuzeichnen. Die Kurve A nach Fig. 4 zeigt eine derartige Verteilung für das erste Röntgenbild. Die mittlere Dichte für dieses Bild ist am Punkt p_A gezeigt. Die Kurve B zeigt die Dichtenverteilung für das zweite Röntgenbild. Die mittlere Dichte für dieses zweite Bild ist am Punkt μ_ο gezeigt. Die Korrektur der Unterschiede in der Dichtigkeit umfaßt die Ausführung eines Verfahrens zur Bewegung der beiden Kurven A und B enger zusammen, bis sie miteinander ausgerichtet sind. Dies kann dadurch erreicht werden, daß zu den die Kurve A bildenden Bildzellen gleichförmig ein Graupegelinhalt hinzuaddiert wird, wodurch die Kurve A nach rechts bewegt wird, oder in dem ein Graupegelanteil von der Kurve B subtrahiert wird, wodurch die Kurve B nach links bewegt wird. In jedem Fall ist das Verfahren beendet, wenn die beiden Kurven miteinander ausgerichtet sind und die gleiche mittlere optische Dichte aufweisen.

In erster Näherung kann angenommen werden, daß optische Dichteänderungen gleichförmig über das gesamte Bild erfolgen müssen. Eine genauere Lösung dieses Problems besteht darin, den prozentualen Anteil der Bildfläche, der von unkontrollierten Merkmalen eingenommen wird, zu verringern, indem optische Dichten betrachtet werden, die lediglich in ausgewählten Bildbereichen liegen. Diese Lösung ergibt eine genauere Bestimmung der mittleren optischen Dichte für die Merkmale, die schließlich bei der radiologischen Untersuchung von Interesse sind.

Eine weitere Möglichkeit, die zur Beseitigung von Fehlern verwendet werden kann, die durch unkontrollierte Merkmale hervorgerufen werden, besteht darin, einen Graupegel-Schwellwert festzulegen. Unter Verwendung dieser Möglichkeit werden Bildzellen des Bildes B, die sich um mehr als den Schwellwert

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von äquivalenten Bildzellen des Bildes Ά unterscheiden, nicht berücksichtigt, wenn die mittlere optische Dichte und der Kontrast berechnet wird. Dies wird in der Annahme durchgeführt, daß Änderungen in dem Graupegel oberhalb eines Schwellwertes durch unkontrollierte Merkmale hervorgerufen sein müssen, die unterschiedliche Positionen von einem UId zum nächsten einnehmen.

In Fig. 5A ist eine vorgegebene Regressionsl.nie 100 für zwei Röntgenbilder A und E gezeigt. Die Regre^ionslinie wird durch Aufzeichnen des Auftretens von Grauskalen.we.*ten auf den jeweiligen Bildzellen der Bilder A und B bjstimii--. Gleiche Besetzungsdichten - Begrenzungen 102, 104 und 106 der K <jressionsbesetzung bei jedem Grauskalenpegel sind gezeigt. Fig. 5λ zeigt die Bildeinstellum/en für die Photonormalisierung. Die Korrektur der mittleren Dichte (Δμ) kann in der gezeigten Weise erfolgen, indem lediglich der Grauskalenwert des Bildes A eingestellt wird (horizontale Bewegung der Kurv· auf der graphischen Darstellung), oder durch Einstellung von lediglich den Grauakalenwerten des Bildes B (vertikale Bewegung der Kurve auf der graphischen Darstellung), oder durch eine kombinierte Einstellung beider Bilder (Bewegung auf der Figur orthogonal zu der normalen 45°-Regressungslinie 108 auf der Figur). Die Kontrasteinstellung &_Y) erfolgt durch eine Drehbewegung der Begressionslinie auf die normalisierte 45°-?o- sition. Selbstverständlich kann der Kontrast beider Bilder verbessert oder in anderer Weise modifiziert werden, um unterschiedliche Ergebnisse in Abhängigkeit von den verarbeiteten Bildern zu erzielen.

In Fig. 5A ist eine Bildzellenbesitzung 110 gezeigt,die eine starke Änderung zwischen zwei Bildern darstellt. Eine derartige Änderung kann sich aus einem unterschiedlichen Ein-

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atmungsgrad oder aus einer unterschiedlichen Phase der Herzbewegung ergeben. Eine Variation des beschriebenen Verfahrens umfaßt die Entwicklung der gemeinsamen Grauskalenverteilung nach Fig. 5A, worauf eine erste Annäherung des Photonormalisierungsschrittes durchgeführt wird. Als nächstes werden starke Änderungen, wie diese beispielsweise durch die Besetzung 110 dargestellt sind» aus den Bildzellenbesetzungen der gemeinsamen Verteilung entfernt und schließlich wird die zweite abschließende Photonormalisierung an den Bildzellen beider Bilder durchgeführt, wobei lediglich die Bildzellen verwendet werden, die sich bereits in der Nähe der normalen Regressionslinie befinden. Der vollständigere Vorgang der Photoentzerrung kann außerdem in iterativer Weise durchgeführt werden, wodurch starke Änderungen nach der anfänglichen Einstellung beseitigt werden.

Eine weitere Variation des Verfahrens berücksichtigt die Tatsache, daß die in dem Photonormalisierungsvorgang erforderlichen Einstellungen tatsächlich von einer Stelle zur anderen auf den Bildern unterschiedlich sein können. In Fig. 1B können die Röntgenbilder in verschiedene Bereiche, wie z.B. 17a, 17b, 17c und 17d unterteilt werden und die Photonormalisierung kann getrennt für jeden Bereich durchgeführt werden. Es sind vier Bereiche gezeigt, jedoch können selbstverständlich mehr Bereiche verwendet werden. Aus Vereinfachungsgründen sind diese Bereiche lediglich im Hinblick auf das Bild B gezeigt, es ist jedoch verständlich, daß das Bild A in entsprechende Bereiche unterteilt würde.

Um weiterhin die möglicherweise örtlich variierende Art der erforderlichen Photonormalisierung zu berücksichtigen, kann die Grauskaleninformation für verschiedene Bereiche auf den beiden Röntgenbildern bestimmt werden, um die Bestimmung der Polynom-Koeffizienten für die sich örtlich ändernden Einstellungen

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fur die mittlere Dichte und den Kontrast zu ermöglichen. Unter ^rwendung der oben erwähnten Bereiche 17a, 17b, 17c und 17d nach Fig. 1B können Grauskalentransformationen unter Verwendung der folgenden Gleichungen entwickelt werden:

a..X + a,Y + a,XY

Δγ - b_Q +

Alternativ könnte die Bedienungsperson anstelle der Bereiche Vier oder mehr diskrete Merkmale in den beiden Röatgenbildern auswählen und die Photonormalisierung auf der Basis der Xnforma-= tion durchführen, die durch einen Vergleich dieser Merkmale gewonnen wird.

In Fig. 5B sind die Grauskalenwerte des Röntgenbildes A gegenüber den Grauskalenwerten des Röntgenbildes B auf Skalen aufgetragen, die die 64 Grauskalenwerte überdecken, die in dem Beispiel verwendet werden. Die ideale diagonale Regressionslinie 60 ist in bezug auf die tatsächliche Regressionslinie 62 der beiden Röntgenbilder gezeigt. Die Regressionslinie 62 ist der Mittelwert der beobachteten Abweichung von der Identität der Grauskalenwerte für konjugierte Merkmale zwischen den beiden Röntgenbildern. Die Hauptmenge der Grauskalenbesetzung in dem Diagramm befindet sich innerhalb der gestrichelten Begrenzungslinie 64, die äquivalent zu den etwas idealisierten Konturen 102, 104 und 106 nach Fig- 5A ist. Es ist nunmehr verständlich, daß eine exakte Bildkorrelation oder Oberdeckung erforderlich ist, bevor eine genaue Photoentzerrung auf der Basis von aneinander angepaßten Grauskalenwerten von konjugierten Merkmalen (d.h. von Punkten auf dem Bild A mit Punkten auf dem Bild B mit identischen Positionskoordinaten) durchgeführt werden kann. Dies ist selbstverständlich abweichend von dem der Verarbeitung vorhergehenden Schritt der Kontrastentzerrung nach Fig. 8, bei dem der Kontrast ohne Berüaks.ichti-

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gung der Bildzellenidentität entzerrt wird. Bevor die Subtraktion erfolgt, werden die Grauskalenwerte von einem oder beiden Röntgenbildern so eingestellt, daß eine der perfekten degressionslinie mehr angenäherte Regressionslinie für den Vergleich v-c«> konjugierten Merkmalen gewonnen wird. Wie es noch beschrieben wire!., kann ein Bild in bezug auf das andere entzerrt oder gleichgesetzt werden, oder beide Bilder können auf einen Idealwert fcr>_zorrt werden.

Um die Grauskalenverteilungen von zwei Röntgenbildern zu entzerren, sind kompliziertere Transformationen zu verwenden, als die linearen Einstellungen, eic weiter oben als Photonormalisierung beschrieben wurde, wenn eine ausreichend genaue Photoentzerrung erzielt werden soll. D.h_c, daß Korrekturen für die Ausdrücke höherer Ordnung in der festgestellten Regressionslinie erfolgen müssen, als nur die mittlere Dichte und der Kontrast. Weiterhin ändert sich die Dispersion der Grauskalenwerte (für einen vorgegebenen Grauskalenwert auf dem Bezugsbild) beträchtlich, wenn Grauskaleneinst^i?tuigen erfolgen. Diese Tatsache beruht teilweise auf dem Auftreten von Änderungen, doch sie wird außerdem durch systematische Abweichungen in dem Verfahren zur Herstellung der Röntgenbllder und in einigen Fällen durch Rauschstörungen in der Abtasteinrichtung hervorgerufen. Das Ergebnis dieser sich ändernden Dispersion besteht darin, daß das Subtraktionsbild Grauskalenänderungen bei bestimmten Röntgenstrahlbelichtungspegeln stärker als bei anderen zeigt. In Fig. 5B ist zu erkennen, daß die Dispersion der Grauskalenbesetzung in der Mitte der Regressionslinie in der Nähe des mittleren Bereiches beider Bild-Grauskalen größer ist, als an jedem Ende. Das in Verbindung mit der nichtlinearen Transformation nach Fig. 5B be» schriebene Verfahren ist eine Lösung dieses Problems.

Der erste Schritt in diesem Verfahren besteht darin, ein gemein-

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aameβ Grauskalen-Verteilungsdiagramm zu konstruieren, wie es in Fig. 5B gezeigt ist. Ein begrenzter Bereich mit beschränkten Ausmaßen, der Merkmale von größtem Interesse enthält, wird auf dem Bezugsbild ausgewählt. Ein derartiger Bereich kann der sein, der in den 4 Quadranten 17a, 17b, 17c und 17d im Bild B, Fig. 1B, eingeschlossen ist. Für jede Bildzelle in diesem Bereich ändert sich die entsprechende Zelle auf dem verworfenen zweiten Bild. Diese beiden Grauskalenwerte definieren dann einen einzelnen Punkt in dem gemeinsamen Verteilungsdiagramm und eine Eintragung erfolgt an diesem Punkt. Dieser Vorgang wird für jede Bildzelle in dem Photoentzerrungsbereich wiederholt, wodurch in vielen Fällen ein gemeinsames Verteilungsdiagramm erzeugt wird, das vielleicht eine Million oder mehr Eintragungen enthält, und zwar in Abhängigkeit von der Anzahl der Bildzallen in den Bildern.

Das endgültige Ziel besteht in der Berechnung der Form der ausgezogenen auf dem Diagramm gezeigten Regressionskurve und in der Verschiebung der Punkte, so daß diese Kurve auf eine ideale Kurve bewegt wird, die durch die gestrichelte 45°- Linie 60 gezeigt ist. Es sei bemerkt, daß das hier betrachtete Verfahren nicht so sehr die Kontrastverbesserung (obwohl dies ein Nebenprodukt der fraglichen Transformation sein kann) als vielmehr die Grauskalenentzerrung betrifft.

Als nächstes wird eines der Bilder als Bezugsbild ausgewählt. Typischerweise ist dies das Bild, das die stärksten Einzelheiten an den Lungen zeigt. In diesem Fall sei angenommen, daß dies das Bild B ist. Für jeden Grauskalenwert des Bildes A wird die Größe (Ag_) berechnet, um die der Mittelwert der Grauskalenwerte des Bildes B verschoben werden muß, um den Mittelwert auf die Diagonallinie zu bringen. Dies umfaßt bis zu 64 verschiebungswerte für die gesamte Grauskalenbesetzung.

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Als nächstes werden Polynome verschiedener Ordnung berechnet, die diese Kurve von Ag₈ anpassen und glätten. Die Koeffizienten der Polynome können von den 24 Verschiebungswerten unter Verwendung eines Fehlerguadrat-Kurvenanpassverfahren berechnet werden, weil mehr Parameter zur Verfügung stehen, als zur Lösung der Polynom-Koefflzienton erforderlich sind. Die Polynome können die Form:

- " ^aO ^{+ a}1*A ^{+ a}2^gA^{2 +} — ⁺ Va*

annehmen und typischerweise kann ein Polynom, dritter, vierter oder fünfter Ordnung ausreichend seir.. Im allgemeine η würde ein Polynom von ausreichend hoher Ordnung verwendet, um den Wert der effektiven Restdifferenz in der p'hotoentzerrten Regressionslinie von einer festen Refriissionslinie auf ungefähr 1 Grauskaleneinheit herabzudrücken. Weil alle Grauskalenwerte ganze Zahlen sind, werden alle Gramkalenkorrektüren auf den nächsten ganzen Wert auf- oder abgevuntat und daher muß die Kurvenanpassung nur so genau sein. Die leiche Korrektur wird für das Bild B in dem Fall bestimmt, in d^n beide Bilder auf eine feste idealisierte Regreasionslina*. singestellt werden Oder es kann, wie es weiter oben erläutert WArcu, das Bild B als fester Bezug dienen, auf den das Bild A versch>^_en

Nachdem die geglätteten Korrekturen für jeden festen g g_A bestimmt wurden, wird die Standardabweichunc um diese* neuen Mittelwert berechnet. Für jeden Graupegel auf dem Be*. _qg„ bild ergibt sich ein kurvenangepaßter Mittelwert und eine Standardabweichung des weiteren Bildes. Der gleiche Vorgang wird für das Bild B wiederholt.

Schließlich wird, nachdem ein Paar von entsprechenden Grauskalen werten g_A, g^ _Von dem Bezugsbild bzw. dem verzogenen bzw. verzerrten weiteren Bild gegeben ist, ein verzogenes photo-normali-

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siertes weiteres Bild erzeugt, injlem die Grauskalen des verzogenen weiteren Bildes entsprechend der folgenden Gleichungen modifiziert werden:

Dabei ist g' die verzogene photonormalisierte Grauskala, α der Mittelwert aller Standardabweichungen, die an jedem festen Pegel g. genommen werden, und σ_, ist die spezielle Standardabweichung für den vorgegebenen Wert g_.

Dieses Verfahren ergibt zwei photoentzerrte Bilder mit einer normalisierten Dispersion der Grauskalenbesetzungen. In Flg. 5C ist die Dispersion bei einem einzelnen Grauskalenwert auf den Bildern vor der Photoentzerrung bei 66 gezeigt, wobei der Mittelwert der Dispersion oder Streuung gestrichelt dargestellt ist. Wenn die Mittelwerte der Regressionslinien ohne Änderung der Dispersion verschoben werden, kann sich die Dispersion weit innerhalb weniger Grauskalenwerte ändern, wie dies durch die Vergleichsdispersionen 67 und 68 gezeigt ist, die mit den normalisierten Mittelwerten gezeigt sind. Wie es weiter unten beschrieben wird, ist die Schwellwertbildung von Werten, die mehr als einem gewissen Abstand von der normalisierten Regressionslinie aufweisen, eine weitere nützliche Technik bei diesem Verfahren. Beispielsweise können durch Festlegen von Schwellwerten starke Änderungen aus der gemeinsamen Verteilung beseitigt werden uni es kann ein abschließender Schritt der Photoentzerrung unter Verwendung der übrigen Bildzellenbesetzung durchgeführt werden. Schwellwerte können nicht in brauchbarer Weise festgelegt werden, wenn nicht die Dispersion der Bildzellenbesetsung normalisiert ist, damit ein einzelner Schwellwert die gleiche? Wirkung

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auf die Bildzellenbesetzung bei jedem Grauskalenwert hat.

In den Flg. 5D, 5E und 5F sind photoentzerrte Bildzellen-Regressionsbesetzungen 69 ohne Einstellung der Dispersion dargestellt. Fig. 5D zeigt die gemeinsame Verteilung 70, wobei die Dispersion in bezug auf das Bild B normalisiert ist. In gleicher Weise zeigt die Fig. 5E die gemeinsame Verteilung 71, die in bezug auf das Bild A normalisiert ist. Schließlich zeigt Fig. 5F die Dispersion der gemeinsamen Verteilung, die in bezug auf die 45°-Standard-Regressionslinie normalisiert ist. Beide ursprünglichen Bilder können in photoentzerrter Form mit oder ohne normalisierter Dispersion dargestellt werden, um den Radiologen zu unterstützen. Somit weist das Photoentzerrungsverfahren eine Anzahl von Alternativen auf, die für das grundlegende Verfahren nicht kritisch sind._c die jedoch von der verarbeiteten Abbildung abhängen.

Eine weitere Technik für die Photoentzerrung kann wie folgt zusammengefaßt werden:

1. Es sei wiederum angenommen, daß als erster Schritt eine Bildüberdeckung mit der größtmöglichen Genauigkeit durchgeführt wurde,

2. Dann werden die Grauskalenwerte mit einer größeren Genauigkeit gemessen, als dies tatsächlich in dem endgültigen Ergebnis verwendet wird,

3. Die Röntgenbilder werden defokussiert, um Übergangslinien zwischen Bildzellen zu verwischen, so daß die resultierende Auflösung ungefähr gleich dem Gegenstand mit kleinster Größe ist, der auf den Röntgenbildern festgestellt werden soll.

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4. Es werden zusätzliche bedeutende Genauigkeitswerte der Grauskala beibehalten, wenn die Glättungsvorgänge durchgeführt werden, d.h. die Grauskaleneinstellung wird verbessert, damit sie besser zur Regressionslinie der Böntgenbilder paßt.

5. Es werden Photoentzerrungs-Transformations-Parameter lediglich von ausgewählten Bereichen abgeleitet, die keine großflächigen Änderungen einschließen, die von der Bedienungsperson ausgeschieden werden können. Derartige Bereiche können sich durch die Entfernung eines Organes während des IntervalIes zwischen den Röntgenbildern ergeben.

6. Der Kontrast von zwei bearbeiteten Bildern wird entzerrt und gleichgesetzt.

7. Der Kontrast für die Grauskalenpegel, die am wahrscheinlichsten bedeutsame Änderungen enthalten, wird vergrößert.

Es wird photonormalisiert, um Unterschiede in der

mittleren Dichte und im Kontrast zu beseitigen, und zwar unter Einschluß der Normalisierung der Dispersion.

9. Es werden Schwellwerte auf die gemeinsame photonormalisierte Verteilung angelegt, um fehlangepaßte Bildzellen auszuschließen, die Grauskalenwerte aufweisen, die so weitgehend abweichen, daß dies bedeutet, daß sie fehlangepaßt sind und nicht eine Änderung darstellen.

10. Es wird eine zweite Photonormalisierung durchgeführt, die auf der Verwendung von Bildzellen basiert, die in Schwellwertgrenzen fallen, die richtig angepaßte Bildzellen de-

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finieren.

11. Nach der Subtraktion eines Bildes von dem anderen werden die Änderungen mit niedrigem Pegel durch eine Schwellwerttechnik verbessert, um die Fähigkeit des Betrachters zu vergrößern, kleine Änderungen in der ursprünglichen Grauskalenverteilung festzustellen.

Als ein Beispiel zeigen sich, wenn die Bilder leicht fehlausgerichtet sind, starke Merkmale in dem vorgespannten Differenzbild als entsprechende helle und dunkle Bereiche. Dies kann im Fall von ftUausgerichteten Rippen ziemlich klar gesehen werden, die einen Geisterbildeffekt in Form eines sehr hellen Schattens erzeugen, der einen sehr dunklen Schatten in dem resultierenden Differenzbild entspricht«

Wenn die Bilder sehr wenige Änderungen enthalten und wenn die Grauskalenwerte der Pöntgenbilder beträchtlich unterschiedlich sind, sollte die Kontrastentzerrung vor der Photoentzerrung erfolgen, weil durch diesen Vorgang Nichtlinearitäten in einfacher Weise beseitigt werden können. Umgekehrt sollte die Photoentzerrung verwendet werden, wenn viele Änderungen vorhanden sind und wenn die Transformation wahrscheinlich in befriedigender Weise mit einer linearen Einstellung der Grauskalenwerte über alle Grauskalenwerte erzielt werden könnte, im Gegensatz zu einer nichtlinearen Einstellung, die unterschiedliche Einstellungen an unterschiedlichen Grauskalenwerten erfordert. Zm Fall der Photoentzerrung wird der Grad der Grauskalenpegelübereinstimmung der konjugierten Bildzellenpaare untersucht und wenn diese nicht äußerst Übereinstimmend sind, können sie mit Hilfe einer Schwellwerttechnik ausgeschieden werden, indem diese Grauskalenwerte einfach nicht in dem Differenzbild wiedergegeben werden. Dies kann im Fall der Kontrastentzerrung nicht durchgeführt werden. Weiterhin beeinflussen, wenn große

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Änderungen «wischen den Röntgenbildern bestehen, diese Änderungen die kumulative Verteilung und rufen künstlich eine kompliziertere Kontrastentzerrung hervor, als dies die Bilddaten gerechtfertigen. Die sicherste und wirkungsvollste Lösung für dieses Problem ist die Verwendung von sowohl der Kontrastentzerrung als auch der Photoentzerrung.

Aus den gleichen Gründen können systematische unterschiede in der Grauskalenverteilung durch viele Faktoren heorgerufen werden. Diese Faktoren schließen folgendes ein. Die Verwendung von unterschiedlichen Brust-Röntgenbildgeräten, die Verwendung von unterschiedlichen Arten von Röntgenfilmen, eine Änderung des Gewichtes des Patienten über das Zeitintervall zwischen der Aufnahme der RÖntgenbilder und Änderungen in dem Filmentwicklungsverfahren· Alle diese Faktoren können automatisch während des Kontrastentzerrungsverfahrens kompensiert werden, vorausgesetzt, daß keine größeren anatomischen Änderungen gegeben sind.

In jedem Fall wird eine Verschiebung für jede Bildzelle des zweiten Bildes abgeleitet, um eine Deckung jeder Bildzelle des zweiten Bildes mit der entsprechenden Bildzelle des ersten Bildes zu erreichen. Wenn dies beendet ist, befindet sich die in jeder Bildzelle des zweiten Bildes enthaltene Grauskaleninformation in exakter jtayikalischer Entsprechung und überdeckung mit der Grauskaleninformation, die in der identischen Bildzelle des ersten Bildes enthalten ist.

Der nächste Schritt des Verfahrens besteht in der Subtraktion der Grauskalenwerte der entsprechenden Bildzellen über das gesamte Röntgenbildpaar. Wenn somit eine spezielle Bildzelle einen Grauskalenwert von 47 im Bild A aufweisen würde und die entsprechende Bildzelle in dem Bild B ebenfalls einen Grauskalenwert von 47 aufweisen würde, so ergibt der Subtraktionsvorgang einen resultierenden Grauskalenwert von Null, der auf

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ein neutrales Grau verschoben oder vorgespannt wird, um ein Differensblld su erzeugen. Diese Verschiebung oder Urspannung wird dadurch erreicht, daß lediglich eine Konstante jedem der resultierenden Grauskalendifferensen hinzuaddiert wird. Eine Oberprüfung erfolgt dann für Unterschiede, die weiterhin negativ sind (solche Unterschiede werden gleich Mull gesetzt) und für Unterschiede, die größer als 63 sind (derartige Unterschiede werden auf 63 eingestellt.

In Fig. 13A ist das Grauskalen-Rechteckdiagramm 13o der 128-Pegel-Dlfferenzbilddaten mit einer Grauskalen-Vorspannung oder Verschiebung auf 32 gezeigt, was in diesem Beispiel in der Mitte zwischen WeIB und Schwarz liegt.

Fig. 13B zeigt das Differensbild-Rechteckdiagramm 132 mit Spitzen 133, 130 bei O und 63 aufgrund der Beseitigung der extremen Ausläufer des Rechteck-Diagramms 130 nach Fig. 13A. Schließlich kann das Differenzbild dadurch verbessert werden, daß ein ausgedehntes Rechteckdiagramm 134 geschaffen wird, das die Bildzellen mit Differenz-Grauskalenwerten bei vergrößerten Kontrastpegeln zeigt.

Experimente haben gezeigt, daß well es wahrscheinlich ist, daß das Bildpaar weitgehend ungeXndert ist, mehr als die Hälfte der Bildzellen Grauskalenwerte aufweist, die innerhalb von + oder -6 Pegeln von dem Null-Differenzzustand liegen.Durch Verschieben der Grauskalen-Vorspannung oder Verschiebung nach der Subtraktion erscheinen alle diese Pegel in dem resultierenden Bild angenähert als grau. Bei dieser Grauskalenvorspannung oder Verschiebung erscheinen Schädigungen oder andere dichtere Gewebeänderungen als hellere Bereiche auf dem Differenzbild und weniger dichte Gewebe oder Bereiche, an denen Organe entfernt oder in ihrer Größe verkleinert wurden, erscheinen als

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dunklere Bereiche auf dem Differenzbild. Selbstverständlich kann das Verfahren der Anzeige in seiner Polarität geändert oder umgekehrt warden, indem di$ Reihenfolge der Subtraktion geändert wira, es» ist jedoch wichtig, zu bemerken, daß dieses Verfahren ein bipolares Differenzbild erzeugt, das beide Arten von anatomischen Änderungen und auf entgegengesetzten Seiten des mittleren Graupegels zeigt, der zur Charakterisierung des änderungslosen Zustandes verwendet wird. Selbstverständlich kann dieser Zustand einer Änderung bei irgendeiner gewünschten Grauskalenvorspannung oder Verschiebung oder einem Grauskalenpegel gezeigt werden.

Das Differenzbild enthält Informationen nicht nur über derartige Merkmale, deren Undurchlässigkeit sich vergrößert, sondern auch über solche Merkmale, deren Undurchlässigkeit sich von dem früheren zum späteren Brust-Röntgenbild verringert hat. Es ist wünschenswert, daß beide Arten von Änderungen für den Radiologen sichtbar sind. Um dies mit einer Schwara-Welß-Darstellung zu erreichen, wird ein mittlerer Graupegel für den änderungslosen Zustand ausgewählt, wie dies welter oben erläutert wurde. Merkmale, die nicht gleich sind, sind dunkler oder heller als dieser mittlere Graupegel gezeigt. Die größten Änderungen sind als Schwarz oder Weiß dargestellt, normalerweise wird Weiß ausgewählt, um Merkmale darzustellen, deren Undurchlässigkeit sich vergrößert hat, weil dies einfacher auf dem Blldschirn !feststellbar ist.

Der Darstellungsschritt wird mit Hilfe von Geräten durchgeführt, die aufeinanderfolgend die Grauskalenwerte für aufeinanderfolgende Bildzellen wiedergewinnen und diese elektronisch in Signale umwandeln, die zur Ansteuerung einer Fernseh-Kathodenstrahiröhrenanzeige oder einer Kopiermaschine geeignet sind. Geräte zur Durchführung dieses Schrittes sind in der Technik der Datenverarbeitung und Fernwehtechnik üblich und können vom Fachmann

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weiteres aufgebaut werden·

In Fig. 11 sind verschiedene Verbesserungsmaßnahmen dargestellt, die bei der Darstellung des Differenzbildes verwendet werden können. Die Grauskalenverschiebung zwischen dem DifferesisMld und dem dargestellten Bild ist durch die 45°-=Linie 150 als identisch dargestellt. Eine Hervorhebung von kleinen Grauskienänderungen mit einer Herabsetzung von großen Änderungen ist durch die Verschiebungskurve 151 gezeigt. Andere derartige nichtlineare Verschiebungswerte können zur Darstellung von Änderungen bei Grauskalenpegeln verwendet werden, die vergleichsweise nah an dem Pegel für keine Änderung liegen. Derartige Änderungen können krankhafte Veränderungen anzeigen, während äußerst große Änderungen lediglich durch eine bestimmte Rest-Fehlanpassung hervorgerufen sein können, die keiner Hervorhebung bedürfen. Schließlich stellt die durch die Linie dargestellte Verschiebung vollständig große Änderungen auf Weiß oder Schwarz ein, während kleine Änderungen hervorgehoben werden.

Bei der Betrachtung eines bipolaren Subtraktionsbildes kann ein Radiologe sehr schnell Änderungen von klinischer Bedeutung erkennen. Außerdem und im Gegensatz von dem Fall, bei dem er von einem Brust-Röntgenbild zum nächsten bildet, weiß er zuversichtlich bei der Betrachtung des Subtraktionsbildes, daß er alle bedeutsamen Änderungen festgestellt hat. Dies ist ein wichtiger psychologischer und praktischer Vorteil der vorliegenden Erfindung, weil der Radiologe viel besser weiß, wann er damit aufhören kann, ein Paar von Brust-Rontgenbildern zu studieren und seine Arbeit mit dem nächsten Paar fortsetzen kann.

Das bisher diskutierte Subtraktionsbild enthielt den vollen

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Bereich von Grauskalenwerten. In manchen Hinsicht kann es wünschenswert sein, lediglich wenige Graupegel zu verwenden, um sowohl additive als auch subtraktive Merkmale hervorzuheben. Eine einfache eindimensionale Schwellwertbildung ist ein Verfahren, um lediglich 3 Arten von Merkmalen dem Radiologen darzubieten.

(1) Merkmale, deren Undurchlässigkeit vergrößert wurde, als Weiß

(2) Merkmale, die sich nicht geändert haben, als Grau {32) und

(3) Merkmale, deren Durchlässigkeit verringert wurde, als Schwarz (63).

Der hier verwendete Ausdruck "Schwellwert" ist ein Maß des Grades, in dem eine Ähnlichkeit definiert ist. Wenn zwei Merkmale in ihrem Grauskalenwerten identisch sind, würde ihr verschobenes Differenzbild vollständig aus Grau (32) bestehen; in der Praxis ergibt sich jedoch ein gewisser schmaler Bereich von Differenzwerten, die nahe genug an Identischen Werten liegen, damit kein Differenzbild gezeigt werden sollte. Dieser Bereich wird als Schwellwert T definiert.

Wenn jg_A - g_ß| ^T setze die Differenzbildzelle auf Wenn g_ - g_ > T setze auf O, und

A D

wenn g. - g_ß < T setze auf 63.

Typische Werte für T reichen von ungefähr 2 bis 6 Grauskalenpegeln für Brust-Röntgenbilder mit annehmbar genauer übereinanderanordnung,

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mit einem zuverlässigen Photoentzerrungsverfahren und bei einer Codierung auf 64 Grauskalenpegel. Dieser Art der Schwellwertbildung kann als eindimensional betrachtet werden, weil der Unterschied der Grauskalenpegel (für konjugierte BiXdsellenl von Interesse ist und nicht ihre absolute Größe.

Ir manchen Fällen ist es vorteilhaft, außerdem ssu befeäraefet-sn„ ob ein vorgegebener Grauskalenunterschied @iaesa relafei^ nw ar&Tdhläasiqmn oder ainem durchlässigen Bereich d@3 Brisst-Körrsgenbildes zugeordnet ist ader a£cht_o Dies führt s^s der w@adigkeit eines zweidimeßsioiialeri Schwellwerfebildyfügs als Grundlage für die Untersuchung der £nä@ru»g@E&_; die einem Brust-Röntfenbild sum nächsten erfolgt siad_o Di@s erfordert die Einstellung verschiedener Schwellw©sfe® ffe

■jehledliehe Werte der Sraus'kala» Fig. 12 zeigt ©la Dspps ;©Ilw©x^f5göhema Mt öiaem Satz ^sa Sdhwel_tiwsif&lia;,(äs ^ ©a.2s@m fisJBSinsaroeß ^raisskalenpegaMiagKaaMc» das Ltui^^ ^h3äßda.fsngen zeigt, "ssiu andere Ana&snngen xm^zäzü'uktc Bemalen awiseüen üen S-ahweälwertÜKiesa 40,40 wizü aS.3 Qs <ä®.£^rg®mtmll's,t ©benso wia dei,° 3esrelsis 42 _? des: ■feoilweia© ä^E ^aafesB ds3 Ve?teilungsdiag?amms iegzeisst ist^Dss Ibs-ig® iä 'sss DiffeStäKsbildss wird clargesteii-ä, ~j?±® es iss asm '3'SJ@ig's isti Entweder als Weis oder als Scfowasrsa Gewebe iß asm l^ngejsbereich neigen aa.zu_ auf Röntgenbildern als G^atiskal-SEi·=' 3 iß den hellere-/^ ?ec<aln zvl erssheinen» Gewebe aaßsrhalb Lungenbereiches asigen dasu, Grauskalenwe^fee in dem Bereiea 50 oder 55 bis C-3 aufzuweisen uad dadurch, daß in -Ssweben mit Grauskalewwerten, dis allgemein in diessa reichen liegen, als Gravi dargestellt werden, werden 'sie drüekte Eiae sindimensienale Schwellwertbildung würde dadurah dargestellt _f daß die Sehwellwertiinies 40,40 zur oberen reefotea San-ss der j?igc 1Ü ohne einen Graubereish 42 fortgesetzt wis?d₀

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um unterschiedliche Änderunger auf unterschiedliche Weise zu zeigen, und zwar in Abhängigkeit von den Bedürfnissen des Radiologen und den untersuchten pathologischen Änderungen,

Es wird angenommen, daß die normalen Arten der Benutzung eines Mehr-Schwellwertschemas entweder (1) zwei getrennte Sätzs von manuellen Einstellelementen, die der Radiologe in Wechselwirkung einstellt, während er die Darstellungsvorrichtung betrachtet oder (2) zumindestens einen doppelten Satz von einstellbaren Schwellwerten mit sich bringt, die automatisch verschiedene Kombinationen von Pegel durchlaufen. In jedem Fall stoppt der Radiologe, wenn er ein Bild findet, das Informationen von klinischem Interesse enthält, die Anzeige, untersucht das Bild und betätigt vielleicht die Kopierausrüstung, um eine dauernde photographische Aufzeichnung des Bildes, das er sieht, zu machen.

Das vorstehende Verfahren und die verschiedenen alternativen Prozeduren zur Feststellung von Änderung bei Röntgenbildern können für bestimmte Röntgenbilder auf verschiedene Weise zusammengefaßt und vereinfacht werden.

Wie es in Fig. 6 dargestellt ist, besteht ein vereinfachtes Verfahren aus den folgenden Schritten:

(1) manuelle anfängliche Ausrichtung

(2) Bildverwerfung oder Verzerrung

(3) Durchführung der Röntgenbildkorrektüren

(4) Subtraktion

(5) Darstellung des Subtraktionsbildes

(6) Verbesserung.

Im allgemeinen werden die Schritte in der numerischen Ordnung

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durchgeführt und würden Im Prinzip mit den weiter oben ausführlich beschriebenen Änderungen übereinstimmen. Eine Ausnahme von dieser Reihenfolge ist der Schritt (3), der in manchen Fällen vor dem Schritt (2) durchgeführt werden kann, ohne daß da« im Schritt (5) ersielte Ergebnis wesentlich geändert wird. Das grundlegende Problem bei der Umkehrung der Schritte (2) und (3) besteht darin» daß man die Röntgenbildkorrektur zur Erzielung der gleichen mittleren Durchlässigkeit und des Kontrastes für die beiden Röntgenbilder nicht ohne irgendeine Art von anfänglicher manueller Ausrichtung durchführen kann. Es ist jedoch möglich, daß die anfängliche Ausrichtung lediglich angenähert sein muß, um eine annehmbare Grundlage für den Schritt (3) zu erzielen. Dies könnte durch lediglich manuelles Verschieben der Röntgenbilder relativ zueinander erzielt werden. Außerdem können, nachdem die Schritte (2), (3) ein erstes Mal durchgeführt wurden, diese, wenn erforderlich, wiederholt werden, um das Ergebnis weiter zu verbessern. Es dürfte ver- . ständlich sein, daß die Bildverwerfung nach einer anfänglichen Photoentzerrung in einfacherer Weise mit Hilfe des Korrelationsverfahrene durchgeführt werden kann.

Manuelle anfängliche Ausrichtung (Schritt 1) Dieser Schritt bringt die Verwendung einer Bedienungsperson mit sich, die von Hand die vergleichsweisen Lagen von 4 oder mehr Kontrollpunkt"Paaren mißt, wie es weiter oben in den Fig. 2A und 2B gezeigt wurde.

Bildverwerfung (Schritt 2)

Nachdem die Bedienungsperson die Kontrollpunkte festgelegt und ihre Position gemessen hat, werden die Gleichungen für die Bildverwerfung entwickelt. Der Rechner führt dann die Bildverwerfung durch Verschieben der verschiedenen Bildzellen zur Erzielung einer Bildüberdeckung aus. Das KSntgenbild wird als einzige Einheit behandelt und nicht in Teilbereiche für

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eine Bild-Maßkorrelation unterteilt, wie es weiter oben beschrieben wurde.

Das Dehnen eines Bildes zur Anpassung an das andere erfordert, daß die 4 oder mehr Kontrollpunkte Koeffizienten bestimmen, die die Gleichungen der folgenden Art erfüllen:

Y - b_Q + b..X + b₂Y + b₃XY Dies wird als 4-seitige Bildverzerrung bezeichnet.

Eine Bildverwerfung, die fast genauso präzise ist, kann für die meisten Brust-Röntgenbilder unter Verwendung einer linearen Gleichung erzielt werden. Dies bringt das Fortlassen der a__rf b^ Ausdrücke der obigen Gleichung mit sich, wobei sich in diesem Fall 6 unbekannte Koeffizienten ergeben. Weil insgesamt 8 Messun gen nach Fig. 2D verwendet werden, bringt dies einen kleinen Grad von Überbestimmung mit sich und die lineare Bildverzerrung wird statistisch berechnet.

Der Fall, in dem die Bildüberdeckung durch einfaches Verschieben der beiden Filme relativ zueinander durchgeführt wird, stellt lediglich 3 Unbekannte dar. Der experimentelle Beweis, der auf der Verarbeitung von Brust-Röntgenbildern beruht, zeigt, daß diese Art der Lösung des Bildüberdeckungsproblemes üblicherweise nicht annehmbar ist. Gelegentlich sind die Bedingungen ausreichend ähnlich, damit eine Lösung mit 3 Unbekannten annehmbare Ergebnisse ergibt, in den meisten Fällen können die Bilder jedoch nicht dazujgebracht werden, daß sie ausreichend genau über dem interessierenden Bereich passen, um diese Technik zu verwenden. D.h., daß eine Dehnung eines Bildes relativ zum

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anderen fast immer erforderlich ist und in vielen Fällen muß die Dehnung in einer Richtung unterschiedlich zu der Dehnung in einer zu dieser rechtwinkeligen Richtung sein, damit eine annehmbare Bildüberdeckung erzielt wird. Diese Bemerkungen beziehen sich auf die Röntgenabbildungstechnik, wie sie nunmehr bekannt ist. Forschungsarbeiten, zeigen jedoch, daß besser wiederholbare Brust-Röntgenbilder, die weniger komplizierte mathematische Transformationen erfordern, in der Zukunft zur Verfugung stehen.

Durchführung der Röntgenbildkorrekturen (Schritt 3) Dieser Schritt umfaßt die Korrekturen von Unterschieden in der mittleren Dichte und im Kontrast. Eine einfache lineare Regressionslinie nach Fig. 5A wird anstelle der Kurve höherer Ordnung nach Fig. 5B zur Durchführung dieser Korrektur verwendet. Es hat sich herausgestellt, daß, wenn die Bedingungen von einem Brüst-RöntgenbiId zum nächsten einigermaßen wiederholbar sind,, d.i.a lineare Regressionslinie eine sehr genaue Korrektur ergibt. Außerdem hat es sich herausgestellt, daß die Korrekturen der mittleren Dichte und des Kontrastes, die durchgeführt werden _g über den vollen Bereich des Röntgenbildes als konstant betrachtet werden können, wenn keine großen geänderten Bereiche zwischen den RöntgenbiIdern vorhanden sind.

Das wesentliche Problem bei der Durchführung der RöntgenbiId-Korrekturen liegt in unkontrollierten Merkmalen in dem Röntgenbild. Das sind Merkmale, wie z.B. das Herz, das Zwerchfell, das Schlüsselbein und das Schulterblatt, in diese Kategorie fallen weiterhin viele kleinere und weniger undurchlässige Merkmale, die mit Geweben verbunden sind, die sich nicht genau an derselben Stelle befinden.

lbtraktion (Schritt 4)
Dies ist der Vorgang der Subtraktion der Grauskalenwerte von

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konjugierten Punkten. Wenn die ursprünglichen Bilder in ihrer Grauskala auf 64 Pegel codiert werden» kann das Tönungs-Differenz· bild thexetisch doppelt so viel Pegel aufweisen. Heil jedoch zwei Bilder verarbeitet werden, die weitgehend gleich sind, haben mehr als die Hälfte der Bildzellen Grauskalenwerte, die innerhalb von ungefähr ± 6 Pegela, ausgehend vom Null-Unterschiedszustand, für einen typischen Fall liegen. Dieser Schritt erfolgt in wesentlichen so, wie dies weiter oben beschrieben wurde.

Darstellung des Differenzbildes (Schritt 5)

Das Differenzbild enthält Informationen sowohl über Merkmale, deren Undurchlässigkeit vergrößert wurde, als auch über Merkmale , deren Durchlässigkeit von dem früheren zum späteren Brust-Röntgenbild verringert wurde. Bs ist wünschenswert, daß der Radiologe beide Arten von Änderungen sehen kann.

Zur Erzielung dieses Merkmals auf einer Schwarz-Weiß-Darstellung wird ein mittlerer Grauwert für den Zustand ohne Änderungen ausgewählt. Merkmale, die nicht gleich sind, sind dunkler oder heller als dieser Grauwert dargestellt. Die größten Änderungen sind als Schwarz oder Weiß gezeigt. Normalerweise ist Weiß auf dem Bildschirm einfacher feststellbar und wird zur Darstellung von Merkmalen verwendet, deren Durchlässigkeitvergrößert wurde.

Bei der Betrachtung eines bipolaren Differenzbildes kann ein Radiologe sehr schnell Änderungen von klinischer Bedeutung erkennen. Außerdem und im Gegensatz zu dem Fall, bei dem er von einem Brust-Röntgenbild zum nächsten blickt, ist er bei der Betrachtung des Differenzbildes sicher, daß er alle bedeutsamen Änderungen festgestellt hat. Dies ist ein wichtiger psychologischer und praktischer Vorteil der Änderungs-Feststellungstechnik, weil der Radiologe viel besser weiß, wann er

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aufhören soll, ein Paar von Brust-Röntgenbildern zu untersuchen und seine Arbeit an dem nächsten Paar fortsetzen soll.

Eine gewisse übung ist erforderlich, um die Differenzbilder

Erstens

richtig zu interpretieren, γ gibt es mehr oder weniger offensichtlich durch unkontrollierte Merkmale, wie z.B. das Zwerchfell und das Herz hervorgerufene Differenzen. Weiterhin ergibt sich ein Muster von Rippenkanten, die ein Ergebnis einer nicht vollständigen Anpassung der zusammengehörigen Rippen sind. Diese zeigen sich als paarweise und mehr oder weniger parallele dunkle und helle Bereiche. Unter Vernachlässigung von Änderungen, die mit diesen bekannten anatomischen Merkmalen verbunden sind, sucht der Radiologe dann nach Änderungen von klinischer Bedeutung. Erfahrungen mit Radiologen zeigen, daß die grundlegende Technik der Interpretation künstlich erzeugter Merkmale in dem Differenzbild innerhalb weniger Minuten gemeistert werden kann, wenn einmal ein typisches Bild gesehen wurde und die bipolare Art des Bildes erklärt wurde. Dieser Schritt erfolgt im wesentlichen so wie es weiter oben beschrieben wurde₀

Verbesserung (Schritt 6)

Die Erzeugung des bipolaren Anzeigebildes kann zur Unterdrückung von Änderungen mit niedrigem Pegel führen. Diese Änderungen mit niedrigem Pegel müssen verbessert werden, sodaß der Beginn eines krankhaften Zustandes zu einem frühzeitigen Zeitpunkt erkannt werden kann. Das Subtraktionsbild kann durch Vergrößerung des Kontrastes für Änderungen mit niedrigem Pegel verbessert werden, während der Kontrast für große Änderungen, die lediglich Störungen oder durch eine BildfehlÜberdeckung hervorgerufene Geisterbilder darstellen können, vergleichsweise ungeändert belassen oder sogar verringert wird. Die Verbesserung kann außerdem eine Schwellwertbildung einschließen, wie es weiter oben beschrieben wurde, so daß das Differenzbild lediglich schwarze,

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weiße und graue Bildzellen enthält. Die Schwellwertbild mg kam außerdem mehr als 3 Pegel für die Anzeige ergeben, indem mehrere Grauskalenbereiche festgelegt werden und alle Differenzbild-Bildzellen, die Werte in jedem Bereich aufweisen, bei einem einzigen Pegel dargestellt werden.

Das Verfahren der Erzeugung eines Differenzbildes, das von der Vorrichtung nach der vorliegenden Erfindung verwendet wird, wird von dem weiter oben beschriebenen Verfahren abgeleitet» Das tatsächliche bei der erfindungsgemäßen Vorrichtung verwendete Verfahren wird kurz anhand der Fig. 14A und 14B bis 16A und 16ß beschrieben, wobei jedoch weiterhin auf die ausführliche Beschreibung des Verfahrens bezug genommen wird.

Zu Anfang wird eine Anzahl von Anpassungspunkten, die identischer Merkmalen auf den Bildern A und B entsprechen, von einer Bedienungsperson oder von einem Betrachter des Bildes ausgewählt und die Koordinaten jedes dieser Punkte werden in bezug auf die Bezugsachsen jedes Bildes bestimmt. He Anzahl der Anpassungspunkte-Paare kann in dem Bereich von zumindestens 4 Paaren bis zu beispielsweise 25 Paaren liegen. Dann wird, wenn X., Y. die Koordinaten ve»n Punkten auf dem Bild A und ü_±, V. die Koordinaten von Punkten auf dem Bild B sind, ein anfängliches Bildverwerfungs-Polynom bestimmt, wobei die Fehlerguadratmethode zur Bestimmung von Polynom-Koeffizienten verwendet wird, wenn mehr Information an Anpassungspunkten bestimmt ist, als der Anzahl der unbekannten Polynom-Koeffizienten entspricht. Diese Polynom-Gleichungen können zur Durchführung einer anfänglichen Bildverwerfung auf dem Bild B verwendet werden, die lediglich auf dem manuell identifizierten Anpaßpunkten beruht, oder sie können zur Berechnung der Bildverwerfung lediglich für spezielle interessierende Punkte oder Bereiche verwendet werden. Diese Gleichungen nehmen die folgende Form an:

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ü - A₀ + A₁X + A₂Y + und

+ B₂Y + B₃XY +

Der nächste Schritt des durch, die erfindungsgemäße Vorrichtung durchgeführten Verfahrens besteht darin, daß auf dem Bild A nach Fig. 14A und auf dem Bild B nach Fig. 14B zwei Spalten von unter gleichen abstand angeordneten und geometrisch festgelegten Anpaßpunktan auf dem Bild A festgelegt werden. Aus den bekannten Koordinaten der auf den Bildern A und B festgelegten Punkte werden polynome Bildverzerrungs-Gleichungen anhand der manuell ausgewählten Anpaßpunkte bestimmt. Dann worden angenäherte Anpaßpunkte auf dem Bild B unter Verwendung der polynomen Bildverzerrungsgleichungen berechnet. Diese Punkte werden nicht notwendigerweise in dem Sinn aufgezeichnet oder bestimmt, daß sie dem Betrachter dargeboten werden, sondern sie werden von dem Rechner für die weitere Berechnung identifiziert. Die Darstellung des Bildes B in Fig. 14B dient nur zur Erläuterungszwecken, um die Lage der Punkte zu zeigen, die entsprechend der Bildverwerfungsgleichungen aufgezeichnet werden. Wie es in den Fig. 14A und 14B zu Erläuterungszwecken gezeigt ist, werden zwei Spalten von Anpaßpunkten definiert, wobei auf der linken Seite des Bildes begonnen wird und jede Spalte 6 Punkte aufweist.

Als nächstes wird 1 Paar von Anpaßpunkten auf den Bildern an einem logischen Ausgangpunkt für den Bildverwerfungsvorgang ausgewählt, wie z.B. die untere linke Ecke nach Fig. 14A und 14B. Zu Erläuterungszwecken wird eine Anordnung von 50x50 im Quadrat angeordneten Bildzellen um den Anpaßpunkt ausgewählt, der als Mittelpunkt in der linken unteren Ecke des Bildes A

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angenommen wird. Eine Anordnung der gleichen Größe von 50x50 Bildzellen wird um den geometrisch äquivalenten Punkt in dem Bild B ausgewählt, wie dies in Fig. 14B gezeigt ist. Dieser geometrische Punkt auf dem Bild B entspricht nicht notwendigerweise einer Lage eines Merkmals und es ist das Ziel der Bildkorrelation, eine geometrischen Entsprechung der Lage der Merkmale/rAls nächstes wird der Korrelationskoeffizient für die Bildelemente in den beiden zu Anfang ausgewählten Anordnungen durch mathematische Analyse der Grauskalenwerte der Bildzellen in der Anordnung bestimmt. Nach der anfänglichen Berechnung des Korrelationskoeffizienten wird die Anordnung auf dem Bild B schrittweise auf eine Vielzahl von anderen Stellen umherbewegt, deren Mittelpunkte auf anderen Punkten liegen, als auf dem zu anfang geometrisch bestimmten Platz. Für diese alternativen Stellen wird ebenfalls ein Korrelationskoeffizient berechnet, um den Grad der Anpassung zu bestimmen, der mit der Bildzellenanordnung auf dem Bild A erzielt wurde.

Die Lage der Anordnung auf dem Bild B, die den höchsten Korrelationskoeffizienten ergibt, bestimmt den Punkt, an dem der Mittelpunkt der Anordnung am nächsten zur Merkmalidentität mit dem Mittelpunkt der äquivalenten Anordnung auf dem Bild A liegt.

Auf diese anfänglichen schrittweisen Bewegungen der 50x50 Anordnung folgen schrittweise Bewegungen einer anderen Anordnung, die ebenfalls eine 50x50-Anordnung sein kann, um den Punkt, der als Punkt mit der höchsten Korrelation mit der 5Ox5O-Anordnung ausgewählt wurde. Die erste Anordnung von 50x50 Punkten kann in Schritten von 6 Bildzellen auf vielleicht 36 unterschiedliche Stellen bewegt werden. Die zweite Anordnung kann eine 50x50-Anordnung sein, die in Schritten von einer Bildzelle auf 81 unterschiedliche Stellen bewegt wird.

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Beispielsweise wird jeder 6. Punkt in einer 31x31-Anordnung als Mittelpunkt für eine 50x50-Anordnung während der groben Suche verwendet. Die 6 Punkte -15, -9, -3, +3, +9, +15 können für insgesamt 6x6 * 36 Stellen verwendet werden. Der Mittelpunkt (a,b) der Feinsuche ist der Punkt mit der maximalen Korrelation bei der Grob-Suche. Der Fein-Suchbereich zentriert eine 50x50-Anordnung innerhalb von a± 4,b± 4, wodurch sich 9x9 «81 Suchpunkte ergeben.

Die Interpolation zwischen benachbarten Bildzellenlagen um die Lage des höchsten Korrelationskoeffizienten wird dazu verwendet, um den genauen Anpaßpunkt genauer festzulegen. Danach wird die schrittweise Bewegung der Anpaßanordnungen für jedes Punktpaar in der ersten Spalte der Bilder wiederholt. In gleicher Weise wird der Vorgang für die Punkte in der zweiten Spalte wiederholt, so daß die genauen Anpaßpunkte-Lagen zwischen den Bildern A und B anhand der ursprünglich ausgewählten angenäherten Anpaßpunkte bestimmt werden.

In den Fig. 15A und 15B, die die Bilder A und B in einem weiteren Schritt des BildverwerfungsVorganges zeigen, wird das erste passende Paar (Pa, Pb) in einer dritten Spalte der Bilder dadurch gebildet, daß zuerst die Koeffizienten für ein Bildverwerfungspolynom unter Verwendung der nunmehr bekannten genauen Anpaßpaarlagen in den ersten zwei Spalten bestimmt werden, die den ersten unbekanntem Paar in der dritten Spalte am nächsten benachbart sind. So können, wie dies in den Fig. 15A und 15B gezeigt ist, die 6 Punktpaare 520, 522, 524, 526, 528 und 530 zur Bestimmung der angenäherten Lagen des Punktes 532 verwendet werden. Danach wird der Punkt 532 als Mittelpunkt eines Suchbereiches zur Bestimmung der genauen Lage des höchsten Korrelationskoeffizienten mit Hilfe des Anordnung-Suchverfahrens verwendet. Auf diese Weise werden abgeschätzte Anpaßpunkte für alle Punkte in der dritten Spalte unter Verwendung der Anpaßpaare

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von den Spalten 1 und 2 abgeleitet. Schließlich werden abgeschätzte Anpaßpunkte für jede Spalte bis zur Spalte N+1 unter Verwendung der Anpaßpunkte von den Spalten N und N-I abgeleitet. Tatsächliche Anpaßpunkte für die dritte Spalte und jede darauffolgende Spalte werden durch Bestimmung der Lage der Anordnung abgeleitet, die den höchsten Korrelationskoeffizienten aufweist, und zwar unter Verwendung eines Interpolationsverfahrens, wenn die bestimmte Lage nicht den Koordinaten einer Bildzelle entspricht.

Wie es in den Fig. 16A und 16B gezeigt ist, wird* nachdem alle Spalten von Anpaßpunkten exakt mit Hilfe des Korrelationsverfahrens bestimmt wurden, eine Anzahl von vierseitigen Figuren af dem Bild B bestimmt, wobei 4 Anpaßpunkte als die Ecken jeder vierseitigen Figur dienen. Jede vierseitige Figur wird intern entsprechend der folgenden Transformationsgleichungen transformiert:

O ■ a + bX + cY + dXY und V ■ e + fX + gY + hXY

Diese Gleichung weist 8 Unbekannte auf, die unter Verwendung der 4 Anpaßpunkte-Paare gelöst werden können, die jeweils eine Ordinaten- und Koordinatenlage aufweisen. Punkte im Bild B, die innerhalb einer vorgegebenen vierseitigen Figur liegen, und die zu einem vorgegebenen Punkt in dem Bild A innerhalb der entsprechenden rechteckigen vierseitigen Figur in Bild A liegen, können direkt aus der Transformationsgleichung berechnet werden. Berechnete Anpaßpunkte im Bild B müssen jedoch nicht notwendigerweise ganze Werte aufweisen. Daher kann die Intensität eines nicht ganzzahligen Anpaßpunktes im Bild B durch Interpolation von den 4 entsprechenden nächsten benachbarten ganzzahligen Anpaßpunkten im Bild B bestimmt werden.

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In Pig. 17 empfängt ein Universal-Überwachungsrechner 540 die digitale Information von einem Bildcodierer 542 und steuert die Verarbeitungsschritte durch mehrere Spezialzweck-Kanalverarbeitungseinheiten, die weiter unten erläutert werden. Der Rechner 540 verarbeitet außerdem Anfragen nach und liefert Informationen an einen Massenspeicher 544 in Verbindung mit dem Ausgang des Bildcodierers, den verschiedenen Spezialzweck-Kanalverarbeitungseinheiten und den abschließenden Differenzbildaüsgang des Systems. Der Differenzbildausgang läuft zu einer Ausgangs- und Anzeigevorrichtung 546, die von der Kathodenstrahlröhrenart einer Anzeige sein kann und die ein analoges Bild aus den digitalen Daten erzeugt, oder es kann eine Papier-= kopier-Zeichenvorrichtung verwendet werden.

Mit dem Uberwachungsrechner 540 sind zwei identische räumliche Transformations-Kanalverarbeitungseinheiten 550 und 552 verbunden, die die anfängliche Kartenverwerfungstransformation auf der U- und V-Achse in dem Bild B aus den anfänglich manuell gemessenen Koordinaten durchführen. Die räumliche Transformations-Kanalverarbeitungseinheiten erzeugen jeweils Verwerfungsberechnungen für das Bild B unter Verwendung von Koeffizienten, die von dem Rechner 540 aus den Anpaßpunkt-Positionen berechnet wurden. Eine der räumlichen Kanalverarbeitungseinheiten ist in Fig. 22 gezeigt und wird weiter unten ausführlicher beschrieben.

Zwei Hochgeschwindigkeitspuffer 560 und 562 erfüllen zwei Funktionen. Wenn die Korrelationskoeffizienten berechnet werden, um die exakten Anpaßpunkte zu bestimmen, dienen die Puffer als Datenpuffer zusammen mit dem Universal-Oberwaehungsrechner. Wenn die Photoentzerrungs-Transformationsfunktionen berechnet werden, arbeiten die Hochgeschwindigkeitspuffer 560 und 562 außerdem mit der Photoentzerrungs-Kanalverarbeitungseinheit. Die Korsela-

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tionskoeffizienten werden mit Hilfe von 2 Kanalverarbeitungseinheiten berechnet, von denen die erste eine Punktprod^kt-Verarbeitungseinheit 564 ist, die ausführlich anhand von Fig. beschrieben wird, und von denen die zweite eine Quadratwurzel- und Dividierverarbeitungseinheit 566 ist, die ausführlich anhand von Fig. 19 beschrieben wird. Die Photoentzerrungsund Differenzbild-Verarbeitungseinheiten 568 werden ausführlich in Verbindung mit Fig. 20 beschrieben.

Ein weiteres Paar von Hochgeschwindigkeitspuffern 570 and 572 verbindet den Universal-überwachungsrechner 540 mit einem System von Interpolations-Kanalverarbeitungseinheiten 574, 576 und 578, die die Grauskalenpegel für die verworfenen Bildzellenlagen bestimmen, die in den räumlichen Transformations-Kanalverarbeitungseinheiten berechnet wurden. Außerdem werden während des Verwerfungsvorganges für das Bild B die statistischen Werte des Bildes B, nämlich die mittleren Intensitätswerte und die mittleren Abweichungen, von dem Universal-Überwachungsr@chner für die Photonormalisierungs-Verarbeitungseinheit akkumulierte Die drei Interpolations-Kanalverarbeitungs-Einheiten 574, 576 und 578 sind alle identisch und werden ausführlich in Verbindung mit Fig. 21 beschrieben. Im wesentlichen wird der Interpolationsvorgang für jede Bildzelle im Bild B während des Bildverwesfungsvorganges durchgeführt.

Ein typischer Fall besteht darin, daß eine vorgegebene transformierte Bildzelle auf einem Punkt in einem Rechteck zentriert ist, das durch Seiten begrenzt ist, die die vier nächsten benachbarten Bildzellen verbinden. Somit muß eine Interpolation für die U,V-Lagen der transformierten Bildzellenlage in bezug auf die vertikale Achse und in bezug auf die horizontale Achse durchgeführt werden, wobei alle 4 Eck-Bildzellen verwendet werden. Die Kanalverarbeitungseinheit 574 kann die Grauskalenwerte interpolieren und einen ganzzahligen Grauskalenwert für

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die Lage zwischen den linksseitigen Bildzellen bestimmen, während die Kanalverarbeitungseinheit 576 einen interpolierten Grauskalenwert für die Lage zwischen den rechtsseitigen Bildzellen bestimmte Die KanalVerarbeitungseinheit 578 führt die erforderliche Interpolation zwischen den beiden interpolierten Werten, die von den Verarbeitungseinheiten 574 und 576 berechnet wurden, durch, um den Grauskalenwert an der Lage der neuen Bildzelle zu bestimmen. D„h., die Verarbeitungseinheit 574 und 576 haben die Grauskalenwerte entlang der vertikalen Seiten eines Rechteckes interpoliert und die Verarbeitungseinheit 578 interpoliert danach (-inen Wert innerhalb der Begrenzungen dieses Rechteckes, die sich horizontal zwischen den Begrenzungspunkten erstrecken, für die die vorhergehenden Werte bestimmt wurden« Selbstverständlich gibt es andere einfache und äquivalente Möglichkeiten der Interpolation zur Bestimmung der Grauskalenwerte im Inneren eines Rechteckes. Im wesentlichen werden die Verarbeitungseinheiten 574, 576 und 678 unabhängig von dem angewandten Verfahren verwendet.

Da die räumlichen Transformations-Kanalverarbeitungseinheiten 550 und 552 nach Fig. 17 im wesentlichen identisch sind, wird nur die räumliche Transformations-Verarbeitungseinheit 552 ausführlich in Fig. 22 gezeigt. Der Uberwachungsrechner 540 liefert als Eingang an die räumlichen Transformations-Kanal-Verarbeitungseinheiten 550 und 552 Werte für die polynomen Koeffizienten a,b,c und d im Fall der Verarbeitungseinheit 552 und die Koeffizienten e,f,g und h im Fall der Verarbeitungseinheit 550. Diese Koeffizienten werden in die Register 600, 602, 604 und 606 nach Fig. 22 eingegeben. Diese Register halten die Koeffizientenwerte während des gesamten räumlichen Transformationsverfahrens fest, so daß diese Koeffizientenwerte für jeden X- und Y-Bildzellenwert verwendet werden, der kanalförmlg in dl« Verarbeitungseinheit eingespeist wird. Anfängliche Operanden treten in die Register 608 und 610 von dem

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Massenspeicher 544 über den Universalrechner 540 ein. Anfängliche Multiplikations-Operationen werden in den Multiplizieren 612, 614 und 616 durchgeführt, die für verschiedene Elemente der Transformationsausdrücke verwendet werden. Der Multiplizierer 612 bildet das X Y-Produkt, der Multiplizierer 614 bildet das bX-Produkt und der Multiplizierer 616 bildet das cY-Produkt. Das Register 618 empfängt das X ΐ-Produkt von dem Multiplizierer 612 und während einer geeigneten Periode in dem Zeitsteuerzyklus wird das X Y-Produkt in d@n Multiplizierer 620 torgesteuert eingeleitet, und zwar zur gleichen Zeit wie das Register 606 den d-Koeffizienten an den gleichen Multiplizierer torgesteuert weiterleitet. Der Multiplizieret bildet danach den dXY-Ausdruck der BiIdverwerfungs-Transformat Ions gleichung, der danach torgesteuert an das Register 622 weitergeleitet wird. In etwas ähnlicher Weise liefert der Multiplizierer 614 das bX-Produkt an das Register 624 torgesteuert zur gleichen Zeit weiter, wie das XY-Produkt torgesteuert an das Register 618 weitergeleitet wird. Danach wird das bX-Produkt vom Register 624 torgesteuert an den Addierer 626 gleichzeitig mit der Torsteuerung des a-Koeffizienten in der Transformationsgleichung von dem Register 600 an den gleichen Addierer weitergeleitet. Der Addierer 626 führt die a+bX-Addition zur gleichen Zeit aus, wie der Multiplizierer 620 die dXY-Multiplikation durchführt. Danach wird die a+bx-Sunonierung in das Register 628 eingeführt, so daß die Register 628 und 622 gleichzeitig geladen werden. Danach wird der Inhalt der Register 622 und 628 torgesteuert an den Addierer 630 weitergeleitet, der die a+bX+dXY-Summierung durchführt, die in das Register 632 eingeführt wird. In der Zwischenzeit hat der Multiplizierer 616 das cY-Produkt unter Verwendung des Inhaltes der Register 604 und Register 610 gebildet und das Produkt torgesteuert an das Register 634 weitergeleitet. Daher muß dieser Operand die Torsteuerung des resultierenden Operanden an das Register 632 abwarten, insofern als die Erzeugung des

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resultierenden Operanden, der torgesteuert em das Register weitergeleitet wird, länger braucht als das Ergebnis der Multiplikation, die in dem Multiplizierer 616 erfolgt. Wenn die beiden Ergebnisse in den Registern 632 und 634 zur Verfügung stehen, werden sie torgesteuert an den Addierer 636 weitergeleitet, in dem schließlich die a+bX+cY+dXY-Bildverwerfungstransformation erzeugt wird. Diese Transformation wird dann an de: ι Universal-überwachungsrechner 540 nach Fig. 17 zurückgeführt. Wie es weiter oben erläutert wurde, ist die Kanalverarbeitungseinheit 550 gleich der Kanalverarbeitungseinheit 552, die gerade anhand der Fig. 22 beschrieben wurde.

In Fig. 18 ist die Punktprodukt-Verarbeitungseinheit 564 ausführlich dargestellt. Die Korrelationskoeffizienten-Bereehnung erfordert die anfängliche Formulierung verschiedener einzelner Produkte und quadrierter Werte vor der tatsächlichen Erzeugung der Funktion. Es ist die Aufgabe der Punktprodukt-Verarbeitungseinheit, die anfänglichen Summen und Quadrate su bilden, die später la der Quadratwurzel- und Dividier-Verarbeitungseinheit 566 verwendet werden, um tatsächlich den Kerr@lationskoeffizienten zu erzeugen. Zu Anfang werden die Eisigangs-Operandenwerte für die quadratischen Anordnungen mn Bildzellen von den Hochgeschwindigkeitspuffern 560 und 562 an die Register 650 bzw. 652 Übertragen. Aus diesen Registern werden die Werte für die a+b-BiId-Grauskalenwerte für die Bildzellen an die A und B-Sammelschiene 654 bzw.

656 übertragen. Der Multiplizierer 658 bildet das v.b -Predukt für jedes Bildzellenpaar und überträgt dieses Ergebnis an den Addierer 660. Die Ergebnisse des Addierers 660 werden torgesteuert an das Halteregister 662 weitergeleitet, das die Summe aller a^b^-Produktausdrücke während ihrer Akkumulation festhält. Der Schleifenweg 664 zeigt, daß jede aufeinanderfolgende kummulätive Gesamtsumme in der Summierung zum Addierer 660 isrückgeschleift wird, wenn ein weiterer Ausdruck zur Sumird©rung

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hinzuaddiert wird. Am Ende des Vorganges hält das Register die Summierung aller a.b -Produktausdrücke, die dann torgesteuert an die Quadratwurzel- und Dividierverarbeitungseinheit 566 weitergeleitet werden. In gleicher Weise empfängt der

Multiplizierer 666 beide Eingänge von der a.-Sammelschiene

654 und bildet die a. -Ausdrücke, die dem Addierer 668 zuge-

¹ 2

führt werden. Das Register 670 kummuliert die a^ -Ausdrücke

mit Hilfe einer Rückwärtsschleife 672 an den Addierer 668,

2 so daß jeder neue a, -Ausdruck zur kummulativen Gesamtsumme hinzuaddiert werden kann. Am Ende der Abtastung der individuellen

Anordnung enthält das Register 670 die gesamte Summierung aller

2 a. -Ausdtüeke,.

In identischer Weise arbeitet der Multiplizierer 672 mit Eingängen, die ausschließlich von der b.-Sammelschiene 656

2 ausgehen, um die b. -Ausdrücke zu bilden, die zum Addierer

übertragen werden. Die b. -Ausdrücke werden in dem Register 667 kummuliert und die Rückwärtsschleife 678 liefert an den

Eingang des Addierers 1/4 der derzeitigen kummulativen Ge-

2
samtsumme, zu der der neueste b. -Ausdruck addiert wird. In gleicher Weise kummulieren die Addierer 680 und 682 die b.- und die a.-Ausdrücke in Verbindung mit den Register 684 und und den Rückwärtsschleifen 688 und 690, um, wie es in Fig. gezeigt ist, die Summierung der b,- bzw. der a.-Ausdrücke zu bilden.

In Fig. 19 ist die Quadratwurzel- und Dividierverarbeitungseinheit gezeigt, die die Erzeugung der Korrelationskoeffizientenfunktion vervollständigt, die von der Punktprodukt-Verarbeltungseinheit 564 begonnen wurde. Zu Anfang führt der Universal-Überwachungsrechner die Ziffer N in das Register 200 ein. Die Ziffer N ist natürlich die Anzahl der Bildzellen in der ausgewählten Anordnung zur Erzeugung des Korrelationskoeffizienten.

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Die anderen Eingänge von der Punktprodukt-Verarbeitungeeinheit

bestehen in der Sununierung der a.b.-Ausdrücke auf der Sammelns
schiene 202, der Sutnmierung der at-Ausdrücke auf der Sammel-

2 schiene 204, der Summierung der e„ -Ausdrücke auf der Santirels chi ens 206, der Suiranierung der b -Ausdrücke auf dar S&inmel-

i
schiene 208 wtä der Summierung der a.-Attsdrucke ansf des¹ Sammslschiene 210« Diese 6 Eingänge werden in ein Datessasw&hi- v>s<ä übertragungsnetzwerk 212 eingeführt, das als zwischengerät in der Quadratwurzel- und Dividierverarbeitungseinhelt dient* Dieses Datena«swah!netzwerk weist einen einzigen Ausgang auf _t an d@m selektiv irgendein® der 6 Eingangsgröße» weit©3fg@l©lfe@t wird. Der Ausgang des Dafeenaraswa wird auf 2 Gatter 214 und 216 mit 3 Zuständen v@rfe@ilt, die mit einas? äl@kti^ abgetasteten Sammelschiene 218 bzw, 220 ?arbunä@B sind» und awar in Abhängigkeit von Steuersignalen,, die von einem Festwertspeicher 222 erzeugt werden, der das Steuersystem dieser Verarbeitungseinheit darstellt. Der Festwertspeicher 222 ist mit einem Taktgeber 224, der die Taktimpulse innerhalb der Verarbeitungseinheit 566 steuert, und einem Dekodier-Logiknetzwerk 226 verbunden, das die Register und die Gatter mit 3 Zuständen ansteuert, die weiter unten ausführlicher bei der Bildung des Korrelationskoeffizienten aus der Information beschrieben werden, die in der Punktprodukt-Verarbeitungseinheit erzeugt wird» Die selektiv von der Punktprodukt-Verarbeitungseinheit an die Sammelschienen A und B torgesteuerte Information wird, wie dies in Fig. 19 gezeigt ist, an eine Reihe von Eingangsregistern 230, 232, 234 und 236 geliefert, die zur Ansteuerung von Multiplex-Elnheiten 238, 240 und 242, sowie 244 nach Fig. 19 verwendet werden. Die Eingangsregister 230 und 232 und die Multiplex-Einheiten und 240 sind mit einen Multiplizier-Netzwerk 246 verbunden.

In gleicher Weise sind die Eingangsregister 234 und 236 und die Multiplex-Einheiten 242 und 244 mit einem Addfer-Subtrahler-

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Netzwerk 248 verbunden. Die Ausgänge der Netzwerke 246 und 248 werden jeweils 2 Gattern mit 3 Zuständen zugeführt, von denen das eine mit der Sammelschiene A und das andere mit der Sammelschiene B verbunden ist. Das 3-Zustands-Gatter 250 verbindet das Multipliziernetzwerk 246 mit der Sammelschiene A. Das 3-Zustands-Gatter 252 verbindet das Multipliziernetzwerk 246 mit der Sammelschiene B. das 3-Zustands-Gatter 254 verbindet das Addler-Subtrahiernetzwerk 248 mit der Sammelschiene A und das 3-Zustands-Gatter 256 verbindet das Addier-Subtrahlernetzwerk 248 mit der Sammelschiene B„

Wie es zu erkennen ist, werden Operanden von der Sammelschiene A oder der Sammelschiene B empfangen, in Registern festgehalten und dann über die Multiplexer über die Multiplizier*- oder Adilier-Subtrahiernetzwerke zurück an ein ausgewähltes 3-Zuetands-G&tt&r an die Sammelschiene A oder die Sammelschiene B übertragen» »fifes für die durchgeführte Operation erforderlich ist. In gleich*£ Weise empfängt die Registergruppe 258 für eine zeitweise Spei 3h«, se Informationen, die in dem Addier-Subtrahiernetzwerk 243 oder in dem MultipIizier-Netzwerk 246 entwickelt wurde» und die auf die Sammelschiene A oder die Sammelschiene B gelegt warden und hält diese Informationen für eine Wiedereinführung über die 3-Zustands-Gatter 260 und 262 zurück auf die Sammelschiene k oder die Sammelschiene B, wie es bei der durchgeführten Operation erforderlich ist. Es ist verständlich, daß unter Verwendung üblicher Algorithmen, die als Mikroprogramme in den Festwertspeicher 222 eingeführt werden, die Addier-Subtrahier-Netzwerke 248 und das Multiplizier-Netzwerk 246 zusammen mit den Registern und Sammelschienen dazu verwendet werden können* die Quadratwurzeln und Dividenden zu bestimmen, die zur Erzeugung des Korrelationskoeffizienten aus den vorher erzeugten Summen und Produkten erforderlich sind.

In Pig. 20 ist die Photoentzerrungs- und Differenzbild-Kanal-

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Verarbeitungseinheit 568 ausführlich gezeigt. Wie es weiter oben ausgesagt wurde, ist diese Verarbeitungseinheit 568 während dieses Teiles des Differenzbildverfahrens mit den Hochgeschwindigkeitspuffern 560 und 562 verbunden, weil die Punktprodukt-Verarbeitungseinheit 564 in der Quadratwurzel- und Dividierverarbeitungseinheit 566 während des Photoentzerrungsvorganges nicht verwendet wird. Die b^ und a.-Bildzellenwerte werden seriell in üblicher serieller Kanalweise in die Register 300 und 302 eingeführt. Getrennt und unabhängig hat der Universalüberwachungsrechner 540 in die Register 304 und 306 die Mittelwerte der Bildzellen-Grauskalengröße für die Bilder B bzw* Ä eingeführt, die vorher so berechnet wurden, wie as anhand der Verarbeitungseinheiten 564 und 566 beschrieben wurde* Außerdem wird von dem Universal-Oberwachungsrechner 540 dar Wert des Bruchteiles σ»/^σύ in das Register 308 eingeführt» Die Register 300 und 304 sind mit dem Subtrahiernetzwerk 310 verbunden, das den Ausdruck b.-b für jede Bildzelle des Bildes B bildefe-, Dieser Ausdruck wird von dem Subtrahiernetzwerk 310 zum Register 312 übertragen. Der Inhalt des Registers 308 ist eine Konstante für jedes verarbeitete Bild und diese Konstante wird torgesteilest an das Multipliziernetzwerk 314 zusammen mit dem Inhalt des R©~ gisters 312 weitergeleitet, das den Ausdruck für jede Bildzeil© des Bildes B während der Verarbeitung enthält.

Das Ergebnis dieser Multiplikation wird dem Register 316 zugeführt. Ein Addierer 318 addiert den Inhalt des Registers 306 und den Inhalt des Registers 316 und überträgt diesen weiter erweiterten Ausdruck an das Register 320. Der Inhalt des Registers 306, der aus dem mittleren Bildzellenwert des Bildes A besteht, bleibt wiederum eine Konstante für jedes verarbeitete Bild und so kann der Inhalt des Registers 316 schrittweise in einer seriellen Kanalfolge dem Addierer 318 zugeführt werden, wie es gut verständlich ist. Das Subtrahiernetzwerk 322 subtrahiert den Inhalt des Registers 320 vom Register 302 für

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jede Bildzelle In dem Bild B.

Das Pufferregister 302 liefert schrittweise die a.-Eingangs-Bildzellenwerte, so daß der richtige a.-Bildzellenwert mit dem richtigen b.-Bildzellenwert zusammengebracht wird. Es ist verständlich, daß eine gewisse Anzahl von Betriebszeit-Zyklen als Verzögerung für das Pufferregister 302 zugelassen werden, weil an den a^Ausdrücken keine arithmetisch»Funktionen durchgeführt wurden, während an den b.-Ausdrücken mehrere Zyklen von arithmetischen Operationen durchgeführt wurden. Es dürfte verständlich sein, daB der Inhalt des Registers 320 die normalisierten Bildzellenwerte für das Bild D darstellt

und daB dieser Inhalt, wenn dies gewünscht wird, als ein Ausgang der Verarbeitungseinheit torgesteuert weitergeleitet werden kann, so daB das normalisierte B-Bild zusammen mit dem ursprünglichen A-BiId dargestellt werden kann, wenn dies für den Betrachter des Bildes von Wert sein könnte. Die in dem Subtrahiernetzwerk 322 durchgeführte Subtraktion ist der anfängliche Schritt bei der Bildung des Differenzbildes. Das Ergebnis der in dem Subtrahiernetzwerk 322 durchgeführten Subtraktion ist die Differenz zwischen den Grauskalenwerten der Bildzellen des Bildes A und den normalisierten Werten des Bildes B und diese Differenz wird in das Register 326 eingeführt. Das Register 328 wird zu Anfang so programmiert, daß es einen geeigneten vorspannungswert oder Verschiebungswert enthält, so daß das Anzeigebild um einen neutralen Grauton vorgespannt werden kann, der -gleiche Abstände von einem reinen Weiß- oder einem reinen Schwarz-Wert aufweist, so daß ein vollständig bipolares Tönungs-Dlfferenzbild dargestellt werden kann. In dem betrachteten Beispiel wurde ein Bereich von 0 bis 63 codierten Pegeln angenommen und der gewünschte Mittelbereichswert würde daher ein Grauskalenpegel von 32 sein. Dieser Vorspannungspegel im Register 328 wird zu den reinen Differenzwerten, die im Register 326 gespeichert sind, in dem Addiernetzwerk 330 hinzuaddiert. Danach werden die Ergebnisse vom Addiernetzwerk

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sum Schieberegister 332 übertragen, das eine einfache Möglichkeit der Durchführung einar binären Division durch zwei mit Hilfe eines Verfahrens der einfachen Verschiebung aller Bits des Operanden um eine Bit-Position darstellt. Somit tritt für jeden Eingangswert von a- und b. ein Δ.-Differenzbild-Grauskalen-Bildzellenwert an der Sammelschiene 334 auf, der an den Universal-Uberwachungsrechner 540 zurückgeführt werden kann, wie es in Fig. 17 dargestellt ist, um dem Differenzbild- und Ausgangsanzeigeanschluß 564 dargeboten zu werden.

Fig. 21 ist eine ausführliche Darstellung einer der Interpolations-Kanalverarbeitungseinheiten 574 und, weil die anderen in ihrem Aufbau gleich sind, werden sie nicht ausführlich gezeigt. Die beiden Bildzellenwerte, zwischen denen die Interpolation durchgeführt werden muß, werden in die Register 400 und 402 eingeführt. Aus diesen Registern werden die Operanden torgesteuert an ein Subtrahler-Netzwerk 404 weitergeleitet, in dem eine Differenz zwischen den ursprünglichen Werten bestimmt wird und dieser bestimmte Wert wird dem Addierer 406 für weitere Operationen zugeführt. Das Ergebnis aus dem Subtrahier-Netzwerk 404 wird torgesteuert an das Register 408 weitergeleitet. Vorher wurde eine Proportionalität des Interpolationsfaktors P berechnet und von dem Universal-Uberwachungsrechner bestimmt und an das Register 410 torgesteuert weitergeleitet. Der Proportionalitätsfaktor P wird als Nähe der berechneten Anpaßpunkte zu dem Punkt bestimmt, der als Basispunkt bei der Interpolation genommen wurde. D.h., je enger der berechnete Anpaßpunkt an dem als Basispunkt für die Interpolation genommenen Punkt liegt, desto genauer sollte der interpolierte Wert den Wert dieses Anpaßpunktes wiedergeben. Es ist verständllohjdaß, je weiter der berechnete Anpaßpunkt von der Lage des Basispunktes entfernt liegt, desto mehr der interpdLerte Wert den Wert des anderen Interpolationspunktes

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wiedergibt ο So wird dieser in dem Register 410 gespeicherte ?roportionalitätsfaktor mit der Differenz zwischen den beiden Interpolationspunkt-Grauskalenwerten in dem Register 408 in dem Multipliziernetzwerk 412 multipliziert. Diese Grö&> wird dann im Register 414 gespeichert, wo sLe in dem Addierer *06 mit dem Baeispunkt-Grauskalenwert des Interpolationspaares addiert wird, das ursprünglich von dem Register 402 übertraten wurde. Wegen der Zeit der tlbeirtragung durch den Kanal, der avg den Subtrahier- und Multiplizier-Netzwerken und den Register» besteht, Lut ein Pufferregister 416 zwischen dem Register 402 und dem Addierer 406 eingefügt, so daß die laufenden b -Werte mit den richtigen Differenzwert an zusammengebracht werde». Hie es weiter oben erläutert wucds, erzeugen die beiden tnterpolations-KanalverarbeitungselnUelten 574 und 576 jeweils . einen anfänglichen Interpolatiorswert und die dritte Int^rpolations-Kanalvsrarbeitungseinheib 578 interpolatiert zwischen diesen ©raten beiden interpolieren Wort an. um den berechneten Anpafipunkt-Grauskalenwert und dio Bildverwerfungsglaichunren zu bestimmen.

Patentansprüche:

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Claims

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Patentansprüche ι

Vorrichtung zur Erzeugung eines Differenzbildes von auf einem ersten und einem zweiten Bild dargestellten miteinander in Beziehung stehenden Gegenstanden, bei der die ersten unJ zweiten Bilder durch digital kodierte Werte dargestellt sind« die Orauakalenwerte in einem vorgegebenen Orauskalenbereioh für eine Vielzahl von Bildzellen darstellen, in die jedes der Bilder unterteilt ist, gekennzeichnet durch eine Überwachungseinheit oder einen überwachungsreohner (540), eine Punktproduktverarbeitungseinheit (364), die zum Empfang von Daten von der überwaohungsverarbeltungseinheit oder dem überwachungsreohner (340) angeschaltet ist, eine Quadratwurzel» und Dividierverarbeitungeeinheit (366), die zum Empfang von Daten von der Punktproduktverarbeitungseinhelt (364) und zur übertragung von verarbeiteten Daten an die überwachungsverarbeitungseinheit oder den Überwaohungsreohner (340) angeschaltet ist, eine Fhotoentzerrungs- und Differenzbildverarbeitungseinheit (368), die zum Empfang von Daten von der überwachungsverarbeitungseinheit oder dem überwaohungsrechner (340) und zur übertragung von verarbeiteten Daten an die Überwachungsverarbeitungseinheit oder den überwachungsreohner (540) angeschaltet ist, räumliche Transformationeeinrichtungen (33O₁₉ 332) ,die zum Empfang von Daten von der überwachungsverarbeitungs· einheit oder dem überwachungsreohner (540) und zur übertragung von verarbeiteten Daten an die überwaohungsverarbeltungseinheit oder den überwaohungsreohner (340) angeschaltet sind, Interpolationselnrlohtungen (374, 376, 378) zur Bestimmung der Grauskalenwerte der transformierten Bildzellen, wobei zumindest ein Teil (374, 376) der Interpolationseinrichtungen (374, 376, 378) zum Empfang von Daten von der überwaohungsverarbeitungselnheit oder dem Überwachungsrechner (340) ange-

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schaltet ist und wobei zumindest ein Teil (578) der Interpolationseinriohtungen (574, 576, ?T8) zur übertragung von verarbeiteten Daten, an die überwaohungsverarbeitungseinheit oder den Überwachungsrechner (540) angeschaltet ist, Einrichtungen (542), die mit der überwachungsverarbeitungseinrichtung oder dem Uberwachungsreohner (540) verbunden sind, um kodierte digitale Bilddaten zu liefern. Einrichtungen (544), die mit der Uberwachungsverarbeitungseinheit oder dem Überwachungsrechner (540) verbunden sind, um Massenspeicher=Speicher= mögliohkeiten zu schaffen, und Einrichtungen (546) ,die mit der Überwachungsverarbeitungselnheit oder dem Überwachungsrechner (540) verbunden sind, um ein Differenzbild in einer für eine Bedienungsperson brauchbaren Form zu erzeugen_o

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die räumlichen Transformationseinrichtungen erste und zweite räumliche Transformationsverarbeitungseinheiten (550, 552) umfassen.

3„ Vorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die In terpolationseinr ion tungen eine Anzahl von Interpolationsverarbeitungseinheiten (574, 576, 578) umfassen, von denen zumindest eine (574, 576) zum Empfang von Daten von der Überwachungsverarbeitungseinheit (540) und zumindest eine (578) zur übertragung von verarbeiteten Daten an die Überwachungs«= verarbeitungsehheit (540) angeschaltet ist.

4, Vorrichtung nach Anspruch 3, gekennzeichnet durch Einrichtungen (56Ο, 562) zur Datenpufferung, die zwischen der überwaohungsverarbeitungseinheit (540) und der Punkt= Produktverarbeitungseinheit (564) eingeschaltet sind.

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5« Vorrichtung naoh Anspruch 3, gekennzeichnet durch Einrichtungen (570, 572) zur Datenpufferung, die zwischen der Überwachungsverarbeitungseinheit (540) und zumindest einer der Interpolationsverarbeitungseinrichtungen (57^, 576, 578) eingeschaltet sind«

6. Vorrichtung naoh Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die räumlichen Transformationseinriohtungen (550, 552) zur räumlichen Transformation von zumindest einem der Bilder ausgebildet sind, um eine überdeckung mit dem anderen Bild dadurch zu erzielen, daß eine traneformierte Lage auf dem in überdeckung gebrachten Bild JederBildzelle in dem ursprünglichen Bild zugeordnet wird.

ο Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet!, daß die Interpolationseinrichtungen zur Interpolation der Grauskalenwerte von Bildzellen ausgebildet sind, die von den räumlichen Transformationseinrichtungen transformiert sind, um die Grauskalenwerte transformierter Bildzellen von benachbarten Bildzellen-Grauskalenwerten in dem ursprünglichen Bild zu bestimmen.

8. Vorrichtung naoh Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Massenspeicher-Speichereinrichtungen (5^²O zur Speicherung der Grauskalenwerte in den ersten und zweiten Bildern während der Verarbeitung der Daten und für das Differenz= bild ausgebildet sind_o

9» Verfahren zur Erzeugung eines Differenzbildes von auf einem ersten und einem zweiten Bild dargestellten miteinander in Beziehung stehenden Gegenständen, gekennzeichnet durch die folgenden Schritte:

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(a) Anfängliches Anordnen der Merkmale auf den Bildern (10, 12) zur Erzielung einer angenäherten Korrespondenz von zumindest einigen Hauptmerkmalen (21a« 22a_Ä 23a, 24a, 21b, 22b, 2^b, 24b),

(b) Identifikation von zumindest einigen entsprechenden Bildkontrollpunktpaaren (l6), die auf Merkmale be= zogen sind, die auf beiden Bildern erscheinen, und Messung der relativen Positionen der Kontrollpunkte (16),

(c) Berechnung der Bildverzerrungswerte für zumindest eines der Bilder,

(d) Photoentzerrung des Bildinformationsinhaltes der Bildar zur Erzielung entsprechender Bildlnformatlonsinhaltswerte für entsprechende Merkmale der Bilder, und

(e) Erzeugung eines Differenzbildes aus den beiden Bildern durch Subtraktion eines Bildes von dem anderen»

10. Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daB die Bilder durch Röntgenbilder gebildet sind ο

11. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß zwischen den Schritten (b) und (c) der Schritt

(f) der Kodierung beider Röntgenbilder zur Erzeugung von Orauskalenvrerten in einem vorgegebenen Grauskalenbereich für eine Vielzahl von Bildsellen, in die jedes der Gegenstände unterteilt 1st, und des Inbezlehungsetzens dieser Werte zu entsprechenden Poeitionskoordinaten für jede der Bildsellen eingefügt 1st.

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12. Verfahren nach Anspruch 11, dadurch ge-kennsei c h = net« daß der Schritt (c) die Verwendung der gemessenen Paare von entsprechenden Bildkontrollpunkten für ^eide Röntgenbilder zur Erzielung einer überdeokung der entsprechen«» den Bildmerkmale auf den Röntgenbildern umfaßte

IJ. Verfahrennach Anspruch 12, gekennzeichnet durch den Schritt (g) der Darstellung des Differenzbilde*,

l4o Verfahren nach Anspruch 15, gekennzeichnet durch den Schritt (h) der Verbesserung der Differenzbild» darstellung von Unterschieden zwisohen den ersten und zweiten Röntgenbildern.

15« Verfahren nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß der Schritt (h) die Vergrößerung des Kontrastes von geringen auf dem Differenzbild dargestellten Unterschieden umfaßt»

16. Verfahren nach Anspruch 14 oder 15, dadurch g e k e η η -ζ e 1 c h ne t , daß der Schritt (h) die Verringerung des Kontrastes von großen auf dem Differenzbild dargestellten Unterschieden umfaßt»

17» Verfahren nach einem der Ansprüche 14 bis 16, dadurch gekennzel ohne t , daß der Schritt (h) die Aus« scheidung großer auf dem Differenzbild dargestellter Unterschiede durch Schwellwertbildung derart umfaßt, daß derartige Unterschiede nicht dargestellt werden.

l8o Verfahren nach einem der Ansprüche 12 bis 17, dadurch gekennzeichnet, daß für den Schritt (e) ein Bildkorrelationswert jedem einer Vielzahl von vorgegebenen

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"¹⁰⁴" 2A06622

entsprechenden Teilbereichen (30) zugeordnet wird« in die Jedes Röntgenbild unterteilt 1st« daß danach durch darauffolgende Berechnungen, die auf einem Vergleich einer Anzahl

von relativen Verschiebungen jedes der entsprechenden Teilberuhen

bereichefdie relative Verschiebung jedes Teilbereiches bestimmt wird« die den besten Teilbereichs-Relationswert hervorruft« um eine Vielzahl von Kontrollpunkten (l6) festzulegen» und daß danach zumindest ein Röntgenbild dadurch verändert wirds daß die Bildzellen verschoben werden, um eine überdeckung beider Röntgenbilder zu erzielen_β

19· Verfahren nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, daß der Schritt (e) die Berechnung von Bildkorrelationswerten für relative Verschiebungen von entsprechenden Teilbereichen unter Verwendung einer quadratischen Interpolationsgleichung in zwei orthogonalen Koordinatenrichtungen umfaßt«

20. Verfahren nach einem der Ansprüche 12 bis 19, dadurch gekennzeichnet, daß der Schritt (b) die Verwendung von zumindest einigen Kontrollpunkten, die Schnittpunkten von hinteren und vorderen Rippen auf Bruströntgenbildern entsprechen, umfaßt.

_β Verfahren nach einem der Ansprüche 12 bis 19, dadurch gekennzeichnet, daß der Sohritt (b) die Verwendung von zumindest einigen Anpaßpunkten, die Punkte auf einem Röntgenbild und Neigungen auf dem anderen Röntgenbild umfassen, umfaßte

22. Verfahren nach einem der Ansprüche 12 bis 21, dadurch g e -kennzeichnet, daß der Schritt (d)

Io die Auswahl eines Teils des ersten Blldberelohes und die Messung seiner mittleren Dichte und seines Kontrastes,

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2. die Messung der mittleren Dichte und des Kontrastes eines im wesentlichen Identischen Teils des zweiten Bildbereiches« und

2· die Einstellung der mittleren Dichte und des Kontrastes des gesamten Bildes derart umfaßt, daß die Messungen der mittleren Lichtdurchlässigkeit gleioh sind«

ο Verfahren nach Anspruch 22« dadurch gekennze lehnet« daß der Lungenbereich im Fall von Röntgenbildern des Brustbereiches gewählt ist,

ο Verfahren nach einem der Ansprüche 12 bis 23, dadurch gekennzeichnet« daß die Differenzbild-Bildzellenwerte verschoben werden« so daß ein Null-Differenzwert zwischen Bildzellen auf den Rötgenbildern einen Oraupegel in der Mitte zwischen den Weiß- und Schwarz-Extremwerten auf dem dargestellten Differenzbild darstellt.

25. Verfahren nach Anspruch 24« dadurch gekennzeichnet, daß die Differenzen zwischen Bildzellen-Grauskalenwerten in einem vorgegebenen Bereich in der Nähe des Null-Differenzwertes durch Schwellwertbildung ausgeschieden und als Nulldifferenz dargestellt werden.

Verfahren nach einem der Ansprüche 12 bis 25« gekennzeichnet durch den Schritt der Verbesserung des dargestellten Differenzbildes« der die folgenden Schritte umfaßt:

4 ο Auswahl eines Bereiches von Grauskalenwerten«

5« Identifikation aller Differenzbildbereiche* die in den ausgewählten Bereich fallen«

6. Ausdehnung der Grauskala aller identifizierten Differenz= bildberelohe zu Ihrer Darstellung auf einer Grauskala«

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die Im wesentlichen von weiß bis achwarζ reicht« wobei der Kontrast für Differenzbildbereiche vergrößert ist»

ο Verfahren nach Anspruch 26, dadurch gekennzeichnet, daß die lediglich kleine vorgegebene Unterschiede darstellenden Differenzwerte durch Schwelltfertblldung ausgeschieden werden und entsprechend als ohne Unterschied dargestellt werden.

28. Verfahren nach einem der Ansprüche 12 bis 17» dadurch gekennzeichnet« daß zwischen den Schritten (0) und (d) die folgenden Schritte vorgesehen sinds

(j) Unterteilung jedes RiJntgenbildes in eine Vielzahl von entsprechenden Teilbereichen,

(k) Verschiebung der relativen Positionen der Teilbereiche jedes Paai^fun einen vorgegebenen Schritt und mehrere Male,

(1) Bestimmung der Genauigkeit der überdeckung der Teilbereiche für jede relative Position durch Vergleich der Grauskalenwerte zusammenfallender Bildzellen,

(m) Auswahl der besten relativen Einstellung aller Teilbereiche, um alle einzelnen Teilbereiche in Überdeckung zu bringen, und

(n) Verzerrung oder Verwerfung von zumindest der Merkmale eines Röntgenbildes zur Erzielung einer überdeckung.

ο Verfahren nach einem der Ansprüche 12 bis 28, dadurch gekennzeichnet, daß als Schritt (c) die Schritte der Verwerfung oder Verzerrung von zumindest einem der Röntgenbild-Merkmale bezüglich des anderen Bildes dadurch durchgeführt wird, dal:

409833/0857 ^o/e

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β eJr^e Vielzahl von entsprechenden Kontrollpunktpaaren auf den Röntgenbildern festgelegt wird,

S · daß eine Vielzahl von mehrseitigen Figuren mit Seiten konstruiert wird, die sioh zwisohen den verschiedenen Kontrollpunktpaaren auf einem der Röntgenbilder erstrecken und daß

9· danach zumindest eines der Röntgenbllder derart verworfen oder verzerrt wird» daß das darauf dargestellte Merkmal gedehnt bzw» gestreckt wird, um entsprechende Positionskoordinaten für die jeweiligen Kontrollpunktpaare und dazwischenliegende Dehnungseigenschaften für die dazwischenliegenden Koordinatenpositionen zu erzielen.

Verfahren nach einem der Ansprüche 12 bis 28, dadurch gekennzeichnet, daß als Schritt (c) die Schritte der Korrektur von Dimensionsverzerrungen auf zumindest einem Rgntgenblld zur Erzielung einer Anpassung der gleichen anatomischen Merkmale in beiden Bildern vorgesehen sind, wobei jedes Bild in eine Vielzahl von Bildzellen unterteilt ist, und jede Zelle einen gemessenen Grauskalen-Pegelinhalt und eine relative X- und Y-Koordlnatenposition aufweist, und daß diese Schritte die:

(o) Identifikation einer Gruppe von benachbarten Zellen des zweiten Bildes als Teilbereich und Messung der Verschiebung des Teilbereiches zur Erzielung einer angenäherten überlagerung mit einem entsprechenden Teilbereich der ersten Bildzellen,

(p) Wiederholung des Schrittes (o) für eine Vielzahl der Teilbereiche des zweiten Bildes, die aus In ihrer Position verschobenen Bereichendes zweiten Bildes aus· gewählt sind,

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(q) Entwicklung einer X- und Y~Koordinaten-Bildverwerfungsgleiohung zur Bestimmung der relativen Position aller Bildzellen« wobei die Gleichung Koeffizienten aufweist» die aus den gemessenen Verschiebungen in den Schritten (o) und (p) bestimmt sind« und

(r) Bewegung aller zweiten Bildzellen auf Positionen umfassen* die proportional durch Einsetzen ihrer ursprünglichen X= und Y-Koordinatenpositionen in die entwickelten Gleichungen bestimmt sind« um die je= weiligen transformierten Bildzellenpositionen zu be« stimmenο

ο Verfahren nach Anspruch 30« dadurch gekennzeich= η et ₉ daS der Schritt der Identifikation und Messung weiter= hin die manuelle Identifikation einer Gruppe von benachbart ten Zellen des zweiten Bildes ale Teilbereiche umfaBt« wobei die Teilbereiche ein leicht identifizierbares anatomisches Merkmal wie z.B. einen Schnittpunkt zweier Knochen umfassen.

32, Verfahren nach Anspruch 31« dadurch gekennzeich=» net« daß es nach dem Schritt (b) die Sohrltte der

(lO) Entwicklung eines Korrelationskoeffizienten (r) für jede Teilbereichszelle unter Verwendung einer Gleichung von der Formt

TCp₁ - p) Cq₁ - q)

ρ)² S(Q₁ - q)²] 1/2

wobei P₁ und q^ die Grauskalenwerte an konjugierten Zellen mit dem Index 1 auf dem ersten bzw«, zweiten Bild und p, q die mittleren Grauskalenwerte der Teil·= bereiche sind«

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11. des Vergleichs der entwickelten Teilbereichszellen-Korrelationskoeffizienten (r) und der Identifikation der Zellen mit dem grüßten Koeffizienten (r) und

ο der Bewegung des zweiten Bildteilbereichs in Rieh» tung der Zelle« die den maximalen Korrelations·» koefflzlenten (r) aufweist, und der Wiederholung

*umfaßt der Schritte (1O₀) und (ll_o)/&bis der maximale Korrelationskoeffizient am Mittelpunkt der Teil» bereiche identifiziert ist»

Verfahren nach Anspruch 32, dadurch gekennzeichne t ,„ daß die Teilbereiche so gewählt sind, daß sie zumindest sechs Korrelationspunkte einschließen₀

Verfahren nach Anspruch y^₀ dadurch gekennzeich» η e t 9 daß nach dem Schritt (12_O) die folgenden Schritte durchgeführt werden:

(IV) Festlegung der Höhe (r) einer Korrelationsoberflache durch Ableitung der sechs Koeffizienten Aq* A-, <,». Ae in einem Polynom von der Art

r (X, Y) - A₀ + A₁ X + A₂Y + A^XY + A^X² + A₅Y²

unter Verwendung der X- und Y-Koordinaten der Zellen in dem verschobenen zweiten Bild-Teilbereioh und der zugehörigen bestimmten Korrelationskoeffizienten,

(V) Berechnung des Wertes der maximalen Höhe der Korrelat ionsober fläche,

(VI) Bestimmung der X- und Y-Koordinatenposition der maximalen Höhe als Definition der besten Anpassung der Mittelpunkte der beiden Teilbereiche zur Bestimmung von Kontrollpunkten»

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35» Verfahren nach Anspruch 34, dadurch gekennzeichnet, daß der Schritt der Entwicklung einer X- und Y-Koordlnaten-Blldverwerfungsgleiohung weiterhin die folgenden Schritte umfaßts

13. Schneiden der definierten Korrelationsober fläche mit einer Ebene parallel zur Bildoberfläche und an einer Erhebung, die nahezu gleich dem berechneten theoretischen Maximum der Korrelationsoberfläohe ist_£

l4o Berechnung der Ausrichtung und der großen und kleinen Hauptachsen der Ellipse, die auf diese Weise durch den Schnittpunkt der Ebene mit der Korrelationsoberfläche gebildet 1st,

15ο Berechnung eines differenzielle]! Bewertungskoeffizienten W_Y und W_v für die X- und Y-Koordinatenachsen, wobei der Bewertungskoeffizient der Ellipse mit den zugehörigen Angaben a, b und θ durch die Gleichung

W_u cos e| + |W_y sin θ

W_u sin θ I * |W_V cos θ I bestimmt ist.

² + b²) ¹^² /

wobei W * (a

und W_y « (a² + b²) ^l/2 /b

1st und wobei a die große Halbachse der Ellipse, b die kleine Halbachse der Ellipse und θ der Winkel zwischen der Hauptachse der Ellipse und der X-Koordinatenachse ist, und

l6c Verwendung der dlfferenziellen Bewertungskoeffizienten und der X-Y-Koordinaten zur Entwicklung von Verwerfungsfunktionen für die Bildtransformationο

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- Ill -

Verfahren nach einem der Ansprüche 30 bis 35« daduroh ge» kennzeichnet* daß die Unterschiede in der Lichtdurchlässigkeit der Röntgenbilder vor der Identifikation der Teilbereiche korrigiert werden,,

7J_O Verfahren nach Anspruch 36, daduroh gekennzeich° net« daß die korrigierten Lichtdurchlässigkeitsunterschie= de die der mittleren Dichte und das Kontrastes sindo

Verfahren nach einem der Ansprüche JO bis 37, dadurch

gekennzeichnet,, daß beiden Röntgenbilder Bild» zelle für Bildzelle verglichen werden« um die mittlere Dichte , und die Kontrastunterschiede zu korrigieren* und daß Unter= schiede zwischen den Bildzellen* die größer als ein vorgegebener Grenzwert sind« durch Sohwellwertbildung ausgeschieden werden, so daß die photoentzerrten Röntgenbilder auf scheinbar Über™ einstimmenden Bildzellen auf Grund von gleichen Grauskalen« werten beruhen»

39« Verfahren nach Anspruch 38« dadurch gekennzeichnet, daß der Schritt der Photoentzerrung die folgenden Schritte umfaßt:

17» Vergleichen der Grauskalenwerte aller entsprechenden Bildzellen der korrelierten Röntgenbilder«

18ο Auswertung der Regressionslinie (62) der verglichenen Grauskalenwerte aller Bildzellen auf einer Skala« die den Grauskalen-Kodierwerten entspricht« in der gemeinsamen Verteilung der Grauskalenwerte« und

190 Bestimmung einer bei allen Bildzellen durchzuführenden Korrektur mit jedem Grauskalenwert von zumindest einem der RöntgenttLder« so daß die Regressionslinie angenähert eine lineare Regressionslinie (62) darstellt«.

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40. Verfahren naoh Anspruch 39, dadurch gekennzeichnet« daß die bei zumindest einem Röntgenbild durchzuführenden Korrekturen nicht linear sind.

41» Verfahren nach Anspruch 40, dadurch gekennzeich net, daß sich die Korrekturen örtlich Über das Bild ändern ο

ο Verfahren naoh Anspruch 4l, dadurch gekennzeioh« net, daß zumindest vier Bereiche auf den Röntgenbildern zur Bestimmung der Eigenschaften der sich Ortlich ändernden Photoentzerrungen identifiziert sind.

43· Verfahren nach Anspruch 42, dadurch gekennzeich net, daß die vier Quadranten der Röntgenbilder als die genannten Bereiche verwendet werden«

44. Verfahren naoh Anspruch 43« dadurch gekennzeichnet, daß die Grauskaleninformationen aus den vier Quadranten der Röntgenbilder zur Bestimmung der Koeffizienten von Gleichungen in d er Form

Α/χ β a₀ + ajX + agY + aJCY

^Δ t - ^bo ^{+ b}i^{X + b}2^{Y +}
verwendet werden.

45. Verfahren nach einem der Ansprüche 39 bis 44, dadurch gekennzeichnet, daß die Photoentzerrung vor der Bildverwerfungstransformation durchgeführt wird.

46. Verfahren nach Anspruch 9» dadurch gekennzeichnet, daß die ersten und zweiten Bilder durch digital kodierte Werte dargestellt sind, die Grauskalenwerte in einem vorgegebenen Ctrauskalenbereloh für eine Vielzahl von BiId-

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zellen darstellen« in die jedes Bild unterteilt 1stο

ο Verfahren nach Anspruch 46, dadurch gekennzeichnet, daß im Schritt (b) zumindest vier entsprechende Bildkontrollpunktpaare identifiziert werden»

48. Verfahren nach Anspruch 47« dadurch gekennzeichnet ₉ daß im Schritt (o) die Bildverwerfungswerte flir zu= mindest eines der Bilder zur Bestimmung der abgeschätzten Lage einer Anzahl von Anpaßpunktpaaren* die in einem ge©= metrischen Muster auf der Grundlage der im Schritt (b) bestimmten Kontrollpunktpaare ausgewählt sind, berechnet wer·= den* und daß das Verfahren zwischen den Schritten (c) und die folgenden weiteren Schritte umfaßts

(s) Zuordnung eines Bildkorrelationswertes zu einer Anord« nung von Bildzellen* die jeden der geometrisch aus» gewählten Anpaßpunktpaare umgeben*

(t) Bestimmung durch aufeinanderfolgende* auf einem Vergleich einer Vielzahl von relativen Verschiebungen jeder Anordnung beruhenden Berechnungen* der Lage* die den besten Korrelationswert ergibt« um die genaue Lage jedes der Anpaßpunktpaare zu bestimmen*

(u) Verwendung der genau bestimmten Lage einer anfänglichen Gruppe von Apaßpunktpaaren zur Bestimmung der abgeschätzten Lage zusätzlicher Anpaßpunktpaare*

Wiederholung der Schritte (u) und (t) bis die genaue Lage einer vorgegebenen Anzahl von Anpaßpunkten Über insgesamt beide Bilder bestimmt ist* und

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(w) Verwerfung eines Bildes zur Erzielung einer überdeckung mit dem anderen Bild auf der Grundlage der Lage der Anpaßpunktpaare.

49· Verfahren zum Betrieb eines Rechners zur Erzeugung eines Differenzbildes aus miteinander In Beziehung stehenden Gegenständen, die auf einem ersten und zweiten Bild dargestellt sind« gekennzeichnet durch die Berechnung einer anfänglichen Bildverwerfungstransformation aus einer ersten Gruppe von auf Merkmale bezogenenAnpaß= punkten auf den beiden Bildern, Durchführung einer Bild·= korrelation zur Identifikation der genauen Anpaßlage einer zweiten Gruppe von Anpaßpunkten, die in einem geometrischen Muster auf den beiden Bildern ausgewählt sind? Durchführung einer abschließenden Bildverwerfungstransformation zur Erzielung einer BildOberdeokung unter Verwendung einer ort-Hohen mehrseitigen Technik, bei der die geometrisch ausgewählten Anpaßpunkte als Scheitelpunkte der mehrseitigen Figuren verwendet werden, und Erzeugen eines Differenzbildes hieraus·

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