JP2001511570A

JP2001511570A - 放射線写真におけるインターバル変化を検出する方法

Info

Publication number: JP2001511570A
Application number: JP2000504546A
Authority: JP
Inventors: ドイ、クニオ; イシダ、タカユキ; カツラガワ、シゲヒコ
Original assignee: アーチ・デベロップメント・コーポレーション
Priority date: 1997-07-25
Filing date: 1998-07-24
Publication date: 2001-08-14
Anticipated expiration: 2018-07-24
Also published as: AU8579898A; EP0998721A1; US5982915A; WO1999005641A1; JP4718003B2; EP0998721A4

Abstract

(57)【要約】【課題】放射線写真におけるインターバル変化を検出する方法の提供【解決手段】画像をデジタル化するステップ（１００）と、デジタル画像における濃度とコントラストを正規化するステップ（１０２）と、デジタル画像における横方向傾斜を補正するステップ（１０４）と、各画像における同じ特徴のエッジを検出するステップ（１０６）と、画像を低解像度マトリックスへ変換するステップ（１０８）と、低解像度画像をぼかすステップ（１１０）と、検出されたエッジに基づいて、ぼかされた低解像度マトリックスの部分をセグメント化するステップ（１１２）と、セグメント化された部分同士間の相互相関位置合わせに基づいて、デジタル画像を位置合わせするステップと、非線形ワーピングを実行して更に対象となる領域（ＲＯＩ）を位置合わせするステップと、位置合わせされたデジタル画像同士間で画像減算を実行するステップ（１２０）とを備える。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】

本発明は、放射線写真のインターバル変化の検出と自動画像位置合わせに関す
るコンピュータ支援診断（ＣＡＤ）技術に関する。また、本発明は、インターバ
ル変化の検出や画像の位置合わせ（マッチング）を必要とするあらゆる方法又は
プロセスに関する。

【０００２】

【従来の技術】

本発明は、概して、例えば、米国特許第４，８３９，８０７号、第４，８４１
，５５５号、第４，８５１，９８４号、第４，８７５，１６５号、第４，９０７
，１５６号、第４，９１８，５３４号、第５，０７２，３８４号、第５，１３３
，０２０号、第５，１５０，２９２号、第５，２２４，１７７号、第５，２８９
，３７４号、第５，３１９，５４９号、第５，３４３，３９０号、第５，３５９
，５１３号、第５，４５２，３６７号、第５，４６３，５４８号、第５，４９１
，６２７号、第５，５３７，４８５号、第５，５９８，４８１号、第５，６２２
，１７１号、第５，６３８，４５８号、第５，６５７，３６２号、第５，６６６
，４３４号、第５，６７３，３３２号、第５，６６８，８８８号、第５，７４０
，２６８号、及び、米国特許出願第０８／１５８，３８８号、第０８／１７３，
９３５号、第０８／２２０，９１７号、第０８／３９８，３０７号、第０８／４
２８，８６７号、第０８／５２３，２１０号、第０８／５３６，１４９号、第０
８／５３６，４５０号、第０８／５１５，７９８号、第０８／５６２，０８７号
、第０８／７５７，６１１号、第０８／７５８，４３８号、第０８／９００，１
９１号、第０８／９００，３６１号、第０８／９００，１８８号、第０８／９０
０，１９２号、第０８／９００，１８９号の一つ又は複数のものに開示されるよ
うに、デジタル画像中の異常の自動検出のためのＣＡＤ技術に関する。本発明は
、そこで参照され、そこに記述される種々の技術の使用を含み、それらの全ての
内容は、参照によってここに組み込まれる。

【０００３】本発明は、米国特許第５，３５９，５１３号の改良であり、そこで参照され、
記述される技術の使用を含み、上にリストアップされた特許及び特許出願を含む
その全ての内容は、参照によりここに組み込まれる。

【０００４】本発明は、１９９７年７月２５日出願の米国特許出願第０８／９００，３６２
号の優先権を主張し、その内容は、参照によってここに組み込まれる。

【０００５】コンピュータ支援診断の目的は、潜在的な問題、病変、奇形を指示し及び／又
は第２のオプションとして質的情報を提供することによって放射線技師に警告を
行うことである。１９８０年代の半ば以来、多くのＣＡＤ用計算形方式が、胸部
放射線写真、乳房撮影、血管造影、及び骨の放射線写真のために開発されている
。

【０００６】胸部放射線写真において、幾つかの計算形方式は、心肺及び他の侵入型疾病の
検出と分類、肺瘤の検出、心臓のサイズの測定、気胸の検出に適用されている（
米国特許出願第０８／１７４，１７５参照）。しかしながら、ＣＡＤの開発は、
まだ初期の段階である。従って、放射線写真に表れる正常及び異常のパターンの
画像特徴の理解に基づいて、ＣＡＤの性能を更に改良することが必要である。

【０００７】胸部放射線写真は、一般に、同じ患者の前の胸部放射線写真に照らして胸部放
射線写真を読取ることによって解釈される。現在の胸部放射線写真と前の胸部放
射線写真との間で検出された変化は、インターバル変化として知られており、且
つ肺浸潤の変化、腫瘍塊のサイズの変化、胸膜滲出の変化、及び心臓サイズと空
気流レベルと気胸の量とサイズの変化の決定に高い有効性を有する。Ａ．Ｋａｎ
ｏ、Ｋ．Ｄｏｉ、Ｈ．ＭａｃＭａｈｏｎ、Ｄ．Ｄ．Ｈａｓｓｅｌｌ、Ｄ．Ｄ．Ｇ
ｉｇｅｒによる１９９４年の医療物理学、２１：４５３乃至４６１頁の「インタ
ーバル変化の検出のための時間的に連続する胸部画像のデジタル画像減算（Ｄｉ
ｇｉｔａｌｉｍａｇｅｓｕｂｓｔｒａｃｔｉｏｎｏｆｔｅｍｐｏｒａｌ
ｌｙｓｅｑｕｅｎｔｉａｌｃｈｅｓｔｉｍａｇｅｓｆｏｒｄｅｔｅｃ
ｔｉｏｎｏｆｉｎｔｅｒｖａｌｃｈａｎｇｅ）」（以後これをＡ．Ｋａｎ
ｏ等と呼ぶ）、及びＭ．Ｃ．Ｄｉｆａｚｉｏ、Ｈ．ＭａｃＭａｈｏｎ、Ｘ．Ｗ
Ｘｕ、Ｐ．Ｔｓａｉ、Ｊ．ｓｈｉｒａｉｓｈｉ、Ｓ．Ｇ．ＡｒｍａｔｏＩＩＩ
、及びＫ．Ｄｏｉの１９７７年の放射線学、２０２：４４７乃至４５２頁の「デ
ジタル放射線写真：時間的減算画像の検出精度への効果（Ｄｉｇｉｔａｌｃｈ
ｅｓｔｒａｄｉｏｇｒａｐｈｙ：Ｅｆｆｅｃｔｏｆｔｅｍｐｏｒａｌｓ
ｕｂｔｒａｃｔｉｏｎｉｍａｇｅｓｏｎｄｅｔｅｃｔｉｏｎａｃｃｕｒ
ａｃｙ）」（以降Ｍ．Ｃ．Ｄｉｆａｚｉｏ等と呼ぶ）を参照のこと。しかしなが
ら、障害が肋骨や血管や心臓のような臓器等の解剖学的構造と重なり合う場合が
あるので、放射線技師が胸部の放射線写真で微妙なインターバル変化を識別する
ことは困難なタスクである。また、普通の呼吸の間の横隔膜の運動のような筋肉
運動は、放射線写真におけるインターバル変化の診断をより困難にする。

【０００８】胸部放射線写真を比較する場合、胸部放射線写真における微妙な変化の検出の
助けとなる時間的減算は、連続胸部放射線写真間で利用されている（Ｍ．Ｃ．Ｄ
ｉｆａｚｉｏ等を参照）。現在の時間的減算方法及び方式の性能（Ａ．Ｋａｎｏ
等を参照）において、理論的に良好な画像が減算画像の約７０％において生ずる
ことが示されている（米国特許第５，３５９，５１３を参照）。

【０００９】しかしながら、連続する放射線写真間の厳格な位置合わせのミスの結果として
、連続する胸部放射線写真におけるインターバル変化の検出における性能低下が
生じることがある。既存の時間的減算方式（米国特許第５，３５９，５１３を参
照）において、現在と前の画像間の二つの座標系における差に対応するグローバ
ルシフト値は、各画像の肺の頂部と胸部の正中線との交差点を評価することによ
って決定される。従って、胸部の正中線又は肺の頂部を不正確に識別すると、厳
格な位置合わせのミスを生じる。

【００１０】

【発明が解決しようとする課題】

本発明の目的は、連続する放射線写真の位置合わせのための方法を提供してイ
ンターバル変化の検出を改良することである。

【００１１】本発明の他の目的は、低解像度画像を利用して放射線写真の位置合わせを決定
することである。

【００１２】本発明の他の目的は、低解像度のガウスぼかしを利用して位置合わせを改良す
ることである。

【００１３】

【課題を解決するための手段】

これら及び他の目的は、本発明に従って、自動化初期画像位置合わせと組み合
わされた時間的減算を利用して胸部放射線写真のインターバル変化を検出する新
規の方法を提供することにより達成され、この方法は、胸部画像をデジタル化す
るステップと、それらのデジタル化画像の濃度とコントラストを正規化するステ
ップと、横方向の傾斜を補正するステップと、画像プロファイル解析に基づいて
、胸郭エッジを検出するステップと、デジタル化画像を低解像度に変換するステ
ップと、低解像度画像をガウスフィルタを介してぼけさせるステップと、胸郭エ
ッジの使用を使用してセグメント化するステップと、相互相関技術を使用して低
解像度同士間のグローバルシフト値を決定するステップと、非線形幾何学的画像
ワーピング（Ａ．Ｋａｎｏ等を参照）を実行するステップと、画像減算を実行し
てインターバル変化を決定するステップと、を備える。

【００１４】

【発明の実施の形態】

本発明は、現在と前の胸部放射線画像同士間での位置合わせを改良するために
、非線形幾何学的ワーピング技術を適用する前にグローバルシフト値を決定する
初期画像位置合わせ技術に基づく時間的減算の改良された方法である。本発明の
方法は、時間的減算の全体の性能を改良し、胸部放射線写真における微妙な変化
の検出を向上する。減算方式により低品質減算となった場合に適用されると、こ
れらの場合の４０％以上が、本発明の自動化初期画像位置合わせ技術を適用する
ことによって改良された。

【００１５】幾つかの図に亘って同様な参照番号が同じ又は対応する部分を指す図面を参照
し、特に、その図面の図１を参照する。改良された時間的減算方法の動作は、図
１に示されるように、ステップ１００で開始し、このステップで、胸部放射線写
真画像がデジタル化される。デジタル化画像は、例えば、夫々現在の及び前の放
射線画像、図３（Ａ）及び図３（Ｂ）、である。これらのデジタル化は、画像を
スキャナや他のデジタル化デバイスによって、又はフジ計算形放射線撮影法（Ｆ
ｕｊｉＣｏｍｐｕｔｅｄＲａｄｉｏｇｒａｐｈｙ（ＦＣＲ）システムのよ
うな画像生成マシンから直接にデータを検索することによって実行され得る。例
えば、Ｍ．Ｓｏｎｏｄａ、Ｍ．Ｔａｋａｎｏ、Ｊ．Ｍｉｙａｈａｒａ、及びＨ．
Ｋａｔｏによる１９８３年の放射線学、１４８：８３３乃至８３８頁の「スキャ
ンニング誘発ルミネッセンスを利用する計算形放射線写真（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ−
ｒａｄｉｏｇｒａｐｈｙｕｔｉｌｉｚｉｎｇｓｃａｎｎｉｎｇｓｔｉｍｕ
ｌａｔｅｄｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｃｅ）」を参照のこと。

【００１６】ステップ１０２において、画像は、濃度及びコントラストに関して正規化され
る。画像が同様の方法又は同じシステムで生成される場合、濃度及びコントラス
トの正規化は必要無い。しかしながら、例えば、フィルムタイプの違いやデジタ
ル化処理における違いのようなデジタル化画像が生成される方法に違いがある場
合に正規化が必要である。

【００１７】従来のスクリーン／フィルム生成画像の正規化は、そのスクリーン／フィルム
システムのためのＨとＤ曲線及び各放射線写真画像毎に異なるセットのルックア
ップテーブルを使用する非線形濃度補正技術を使用することによって実行され得
る。Ｈ．Ｙｏｓｈｉｍｕｒａ、Ｘ．Ｗ．Ｘｕ、Ｋ．Ｄｏｉ、Ｈ．ＭａｃＭａｈｏ
ｎ、Ｋ．Ｒ．Ｈｏｆｆｍａｎ、Ｍ．Ｌ．Ｇｉｇｅｒ、及びＳ．Ｍ．Ｍｏｎｔｎ
ｅｒによる１９９３年の医療物理学、２０：１７９乃至１８６頁の「レーザーデ
ジタイザを使用する高品質フィルム複写システムの開発：計算形放射線写真との
比較（Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔｏｆａｈｉｇｈｑｕａｌｉｔｙｆｉｌ
ｍｄｕｐｌｉｃａｔｉｏｎｓｙｓｔｅｍｕｓｉｎｇａｌａｚｅｒｄ
ｉｇｉｔｉｚｅｒ：Ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎｗｉｔｈｃｏｍｐｕｔｅｄｒａ
ｄｉｏｇｒａｐｈｙ）」を参照のこと。ＦＣＲのようなシステムは、露光データ
認識システムを介して画像の濃度及びコントラストを維持する。Ｈ．Ｔａｋｅｏ
、Ｎ．Ｎａｋａｊｉｍａ、Ｍ．Ｉｓｈｉｄａ、Ｈ．Ｋａｔｏによる１９９４年の
ＳＰＩＥの予稿、２１６３：９８乃至１０９頁の「神経ネットワークを使用する
ＦＣＲシステムにおける濃度及びコントラストの自動化調節の改良（Ｉｍｐｒｏ
ｖｅｄａｕｔｏｍａｔｉｃａｄｊｕｓｔｍｅｎｔｏｆｄｅｎｓｉｔｙ
ａｎｄｃｏｎｔｒａｓｔｉｎＦＣＲｓｙｓｔｅｍｕｓｉｎｇｎｅｕ
ｒａｌｎｅｔｗｏｒｋ）」を参照のこと。従って、現在及び前の放射線写真画
像の各々に対してＦＣＲシステムを利用する場合、濃度及びコントラストの正規
化が適用される必要はない。

【００１８】しかしながら、この例では、現在の放射線写真画像、図３（Ａ）、はＦＣＲシ
ステムを使用して生成され、前の放射線写真画像、図３（Ｂ）、は、従来のスク
リーン／フィルムシステムを介して生成された。従って、正規化は、図３（Ｂ）
の画像に対して必要とされる。

【００１９】ステップ１０４において、デジタル化画像は、画像回転によって横方向傾斜が
補正される。横方向傾斜は、現在の及び前の放射線写真画像の露光の間の患者の
位置決めにおけるばらつきに起因する。補正のために、最初に、正中線が、各画
像において決定される。次に、画像（単数又は複数）は、横方向傾斜を修正する
ために、正中線同士間の角度に等しい量だけ回転される。Ｘ．Ｗ．Ｘｕ、Ｋ．Ｄ
ｏｉによる１９９５年の医療物理学、２２：６１７乃至６２７頁の「コンピュー
タ支援診断のための画像特徴解析：胸部放射線写真における胸郭エッジの正確な
決定（Ｉｍａｇｅｆｅａｔｕｒｅａｎａｌｙｓｉｓｆｏｒｃｏｍｐｕｔ
ｅｒ−ａｉｄｅｄｄｉａｇｎｏｓｉｓ：Ａｃｃｕｒａｔｅｄｅｔｅｒｍｉｎ
ａｔｉｏｎｏｆｒｉｂｃａｇｅｂｏｕｎｄａｒｙｉｎｃｈｅｓｔｒ
ａｄｉｏｇｒａｐｈｓ）」（以降、Ｘ．Ｗ．Ｘｕ等と呼ぶ）を参照のこと。

【００２０】ステップ１０６において、デジタル化画像における胸郭エッジが検出される。
胸郭検出は、例えば、画像プロファイル解析（Ｘ．Ｗ．Ｘｕ等を参照）のような
あらゆるエッジ検出方法によって実施され得る。

【００２１】画像同士間で、一つの画像に相対する他の一つの画像のピクセルのｘ、ｙ座標
におけるシフトに対応するグローバルシフト値を決定するために、本発明は、低
解像度画像の相互相関に基づく新たな自動化初期画像位置合わせ技術を使用する
。このように、ステップ１０８において、デジタル化画像は、１２８×１２８マ
トリックスへの減少によって低解像度画像に変換される。この変換は、平均化を
介して実行される。あらゆる平均化方法が利用できる。１２８×１２８マトリッ
クスサイズが選択されたのは、それが更なる処理のために十分な解像度を提供す
ると共にＣＰＵタイムの解像可能量内で更なる処理が実行できる程度に十分小さ
いからである。６４×６４マトリックスサイズ未満の画像解像度は、各画像中の
肺の形状を視覚的に歪ませることが発見された。

【００２２】例えば、小さな管、気管支、デバイスワイヤ、及びカテーテルのような肺中の
微細構造体が、初期画像位置合わせに対して要求される精度に影響を及ぼさない
と仮定する。ステップ１１０において、低解像度画像の平滑化即ちぼけさせるこ
とは、ガウスフィルタを介して実行され、これにより各画像の微細構造が除去さ
れる。９×９マトリックスサイズのガウスフィルタが使用されたが、１３×１３
マトリックスもまたテストされ、同様の結果を得た。しかしながら、５×５ガウ
スフィルタが低解像度画像をぼけさせるために使用された場合、時間的減算画像
の品質がわずかに低下した。これは、相互相関値が胸部画像に含まれる微細な解
剖学的構造に起因して信頼できなくなるためかもしれない。

【００２３】具体的に、本発明者等は、自動化初期画像位置合わせのために利用される低解
像度画像ためのより小さいマトリックスサイズを使用して実験した。６４×６４
マトリックスサイズのぼかされた低解像度画像が１２８×１２８マトリックスサ
イズの画像の代わりに使用された。５×５ガウスフィルタが、より小さな画像サ
イズに起因して、ぼかすために使用された。減算画像品質は、１２８×１２８画
像で得られた減算画像よりも劣化した。品質の問題は、６４×６４画像上の視覚
的に歪まされた肺形状を含んだことであり、その結果、誤まった多いグローバル
シフト値が得られた。

【００２４】図３（Ｃ）と図３（Ｄ）は、低解像度画像（１２８×１２８）への変換及び９
×９ガウスフィルタ使用によるぼかしの後の画像、図３（Ａ）と図３（Ｂ）、を
示す。図３（Ｃ）と図３（Ｄ）は、それらはサイズが縮小されている（それらが
低解像度画像に変換された時に発生した縮小）ので、図示を明瞭にするために４
倍だけ拡大される。

【００２５】ステップ１１２において、対象となる特徴である肺は、ステップ１０６で検出
された胸郭エッジを使用して低解像度画像からセグメント化される。図４（Ａ）
と図４（Ｂ）は、夫々上書きされた検出胸郭エッジを有する図３（Ｃ）と図３（
Ｄ）の低解像度画像を示す。

【００２６】セグメント化は、対象となると共に確実な位置決めが最も可能な領域における
処理の集中を可能とする。従って、胸郭エッジの外側の領域は、現在と前の画像
間の相互相関値の計算を無視する。更に、前の画像の胸部の下部は、初期画像位
置合わせに使用されない。理由は、胸部画像の横隔膜の位置が胸部の拡大によっ
て変化する可能性があり、従って、画像位置合わせにとって信頼できないからで
ある。現在及び前の画像の検出胸郭エッジは、ぼかされた低解像度画像、図４（
Ａ）と図４（Ｂ）上に重ねられた暗い線２００によって強調されている。

【００２７】初期画像位置合わせに使用される画像は、図４（Ｃ）と図４（Ｄ）に示される
。図４（Ｄ）のセグメント化ぼけ前画像のマトリックスサイズは、１００（Ｈ）
×６０（Ｖ）である。このセグメント化ぼけ前画像を使用して、相互相関値が図
４（Ｃ）と図４（Ｄ）の二つの画像間の最良の位置合わせ位置を検出するために
得られた。

【００２８】ステップ１１４において、グローバルシフト値が計算される。このグローバル
シフト値は、図１（Ｂ）に示されるように計算される。ステップ２００で、相互
相関値は、一つの画像の他の画像に相対する複数のｘ、ｙシフトに対するセグメ
ント化ぼけ低解像度画像マトリックス同士間で計算される。相互相関値は、二つ
の画像がｘ、ｙシフト後にどのように良好に位置合わせされたかを表すその二つ
の画像の平均の画素毎の積である。

【００２９】図５は、ｘ、ｙ相互相関値座標系上の図４（Ｃ）と図４（Ｄ）の一方の画像の
他方の画像に相対する複数のｘ、ｙシフトに対して計算された相互相関値をプロ
ットする三次元グラフ３００の例である。適切に位置合わせされた即ちオーバー
ラップされた画像に対応する最良相関位置合わせは、グラフ３００上の最大で表
される。

【００３０】ステップ２０２において、最大相互相関値が決定され、最良の相関マッチであ
ると考えられる。図５に示される例において、最良相関マッチは、正中線の前の
胸部画像に肺の頂部との交点から右側に４ピクセル上方に５ピクセルのシフトで
あると決定された。

【００３１】更に、ステップ２０４において、最良相関マッチのｘ、ｙ座標は、デジタル化
画像が低解像度に変換された時に生じた画像サイズにおける縮小に基づいて補正
ファクタによってスケーリングされる。スケーリングされたｘ、ｙ座標は、低解
像度変換に先立つデジタル化画像同士間のグローバルシフト値を表す。グローバ
ルシフト値に従って画像同士を互いにシフトすることによって、初期画像マッチ
を得る。

【００３２】図１（Ａ）を引き続いて参照して、ステップ１１８において、非線形幾何学的
画像ワーピング技術は、二つの画像の画像位置合わせの更なる位置合わせを行う
ために実行される。非線形幾何学的画像ワーピングは、前述の研究（Ａ．Ｋａｎ
ｏ等を参照）に詳細に記述されており、各画像における多数の対象となる領域（
ＲＯＩ）を選択するステップと、ＲＯＩの位置合わせ対間で局所位置合わせを実
行するステップと、局所的に位置合わせされたＲＯＩ間でシフト値をマッピング
するステップと、曲線当てはめ技術をマッピングされたシフト値へ適用するステ
ップと、曲線当てはめ技術（米国特許第５，３５９，５１３号のステップ４１乃
至４６に対応する直前のステップ）の結果に基づき、二つの画像の一方を非線形
ワーピングを行うステップと、を備える。本発明は、ステップ１１４に決定され
たグローバルシフト値だけオフセットされる複数のＲＯＩの局所位置合わせに基
づき、非線形ワーピングを実行する。

【００３３】例えば、前述の研究において、各画像中の複数のＲＯＩは、各画像中に独立し
て決定された共通の基準点（例えば、画像の正中線の肺の頂部との交点）に相対
して選択される。一つのテンプレートＲＯＩが一つの画像中に選択され、対応す
るサーチＲＯＩが各画像中に独立して決定された共通の基準点に基づいて、他の
画像中に選択される。本発明に従う方法において、複数のテンプレートＲＯＩが
一つの画像において選択され、複数の対応するサーチ領域ＲＯＩが他の画像にお
いて選択され、各サーチ領域ＲＯＩの対応する中心がグローバルシフト値だけシ
フトされる。非線形ワーピングに先立ってグローバルシフト値に従って一つの画
像を第２の画像に相対してシフトし、次に、従ってグローバルシフト値に従って
すでにシフトされた共通の基準点に従って複数のＲＯＩを選択することを含む、
グローバルシフト値を考慮する他の方法及びバリエーションで、上記の方法が置
き換えられてもよい。

【００３４】上記方法の他の方法又はバリエーションで置き換えられてもよいし、或いは、
上述の非線形ワーピング技術に加えて、適用されてもよい。最後に、ステップ１
２０で、画像減算は、位置合わせされたデジタル画像に実行される。

【００３５】図６（Ａ）、図６（Ｂ）、図６（Ｃ）、及び図６（Ｄ）は、肺癌手術からのフ
ォローアップを示す臨床ケースからのものである。図６（Ａ）と図６（Ｂ）の各
々は、厳格な位置合わせミス誤差の結果生じる低品質減算画像を示す。図６（Ａ
）において、ワーピング技術が利用され、図６（Ｂ）は、画像ワーピングを行う
ことなく生成された。

【００３６】図６（Ｃ）と図６（Ｄ）は、図６（Ａ）と図６（Ｂ）と同じケースからの減算
画像を示すが、本発明の初期画像位置合わせ技術が適用される。図６（Ｃ）はワ
ーピングを伴い、図６（Ｄ）はワーピングを伴わない。インターバル変化の改良
された明瞭さが肺フィールドの左上及び右上に見られる。前の胸部放射線写真に
存在する血腫のサイズが現在の画像で減少されていることを示す第３の胸椎の右
エッジ回りのぼんやりした白い陰がある。また、現在の胸部画像で認識され、本
ケースでの外科手術の結果として、第２の変化に起因して、柔組織線維形成を示
す右上（第３の胸椎の左エッジに近い）の暗い影がある。図６（Ａ）と図６（Ｂ
）の図６（Ｃ）と図６（Ｄ）との比較は、本発明の新たな初期画像位置合わせ技
術が画像位置合わせ及び時間的減算画像の得られる品質を改良することを示す。

【００３７】図７は、本発明に従って減算画像の従来の時間的減算方式で得られた減算画像
に相対する被写体評価を示すチャートである。従来の時間的減算方式で得られた
１００個の時間的減算画像が評価され、良好な減算画像が１６個のケースで得ら
れ、適切な減算画像が３７個のケースで得られ、不良の減算画像が４７個のケー
スで得られた。次に、本発明を利用して画像が得られた。

【００３８】本発明者等は、本発明の新たな初期画像位置合わせ技術に基づく１００個の時
間的減算画像を得た。これらの画像は、独立の観察者（二人の放射線技師と一人
の物理学者）によって被写体採点スケールを使用して、５のカテゴリーに分類さ
れた。画像の臨床的有用性を表す＋２ないし−２の採点スケールが使用された。
＋２の採点は、減算画像の品質が臨床的有用性において明瞭に改良されている場
合に与えられ、＋１の採点は、その品質が適度に改良された場合に与えられ、採
点０は、その品質に変化が無い場合に与えられた。−１の採点は、減算画像の品
質が臨床的有用性において適度に減少する場合に与えられ、−２の採点は、減算
画像の品質が臨床的有用性において減少する場合に与えられた。画像の各々に対
する最終採点は、各観察者からの採点の平均によって決定された。

【００３９】図７に示されるように、本発明により得られた減算画像の多くは、臨床的有用
性に対する品質に関して変化されなかった。しかしながら、図７は、元々低品質
減算画像となっていた４７個のケースの内の１９個のケース（４０．４％）が本
発明の適用によって改良されたことを示す。

【００４０】テストの間、本発明者等は、スクリーン／フィルムシステム（Ｓ／Ｆ）とＦＣ
Ｒシステムを含む、二つの異なる画像記録システムの三つの異なる組合せによっ
て得られた画像を含む画像データベースを利用した。上述のように、減算画像が
異なる画像形成システムから得られる場合、異なるシステムから得られた画像の
品質の差に起因して、良好な品質の減算画像を得ることは困難である。例えば、
ＦＣＲシステムの画像品質は、例えば、ＦＣＲ画像で利用される不鮮明マスキン
グ技術に起因して、通常スクリーン／フィルムシステムとは全くことなる。

【００４１】また、本発明者等は、二つの異なる画像形成システムの三つの組合せ（即ち、
スクリーン／フィルム対スクリーン／フィルム、スクリーン／フィルム対ＦＣＲ
、及びＦＣＲ対ＦＣＲ）から従来の時間的減算方式を利用する多くの減算画像を
比較した。比較された画像は、表１に示されるように、三つのグループ、Ａ良好
、Ｂ適切、Ｃ不良に分類された。

【表１】

【００４２】三つの組合せの各々における不良減算画像（Ｃケース）の割合（４２、４６及
び４８％）は同様である。この結果は、本発明を利用する時間的減算方式が使用
された画像記録システムに依存しないことを示した。

【００４３】１００個のケースのうちの４７個のケースが不良分類（Ｃケース）となった理
由は、表２のカテゴリーによって示される。

【表２】

【００４４】手作業による初期画像位置合わせ技術を利用して、時間的減算画像の比較がな
された。この手作業による初期画像位置合わせ技術において、胸部放射線技師は
、現在及び前の胸部画像を適切に位置合わせするために、横方向傾斜の補正のた
めの回転角と、水平シフト（ｘ）と垂直シフト（ｙ）を含むグローバルシフト値
を決定する。このように、初期画像位置合わせのための各パラメータは、手作業
で決定され、次に、「理想的」減算画像が得られる。

【００４５】図８（Ａ）と図８（Ｂ）は、夫々ワーピングを伴わない場合とワーピングを伴
う手作業による初期画像位置合わせによって得られた結果としての減算画像を示
す。ワーピングを伴わない手作業による初期画像位置合わせによる減算画像の品
質は、ワーピングを伴わない本発明の自動化初期画像位置合わせによる減算画像
よりも僅かに優れている（図８（Ａ）と図８（Ｃ）を比較すること）。しかしな
がら、ワーピングを伴う自動化初期画像位置合わせによって得られた減算画像の
品質は、ワーピングを伴う手作業による初期画像位置合わせによって得られた「
理想的」減算画像と匹敵する（図８（Ｂ）と図６（Ｄ））を比較すること）。評
価された６つの他のケースにおいて、上述された結果は同様であった。

【００４６】図２は、本発明に従うインターバル検出デバイス１０を示すブロック図である
。このインターバル検出デバイス１０は、図３（Ａ）と図３（Ｂ）のような時間
的放射線写真画像をデジタイザ１２へ入力する。デジタイザ１２は、次に正規化
器１４へ転送されるデジタル画像を生成する。

【００４７】正規化器１４は、二つのデジタル化画像同士間の濃度とコントラストを正規化
する。次に、正規化された画像は、横方向傾斜を補正するために、正規化された
画像の一つ又は複数を回転する位置合わせ装置１６へ転送される。位置合わせさ
れた画像は、検出器１８、平均化装置２０及びシフター２８へ入力される。

【００４８】次に、位置合わせされた画像の各々の共通特徴のエッジ（例えば、胸郭エッジ
）が検出器１８によって検出される。平均化装置２０は、１２８×１２８マトリ
ックスの低解像度画像を生成する。次に、低解像度画像は、ガウス関数を実行し
て画像を平滑化するぼやかし装置２２によってぼやかされる。次に、セグメント
化装置２４は、検出器１８によって検出されたエッジを利用して画像の各々から
対象となる特徴（例えば、肺）をセグメント化する。

【００４９】次に、相互相関装置２６は、対象となるセグメント化された領域の各々の領域
間で相互相関を実行して、グローバルシフト値を表す最も高い相関の領域を検出
する。次に、グローバルシフト値と位置合わせされた画像は、グローバルシフト
値を考慮して、更なる位置合わせのために、画像の非線形幾何学的ワーピング（
Ａ．Ｋａｎｏ等を参照）を実行するワーピング装置３０へ入力される。次に、ワ
ーピングされた画像は、図６（Ｄ）のような減算画像ハイライト化インターバル
変化を生成する減算器３０へ入力される。

【００５０】再び図７を参照すると、主観的にＣと採点された多くの厳格な位置合わせミス
の場合において、新たな初期画像位置合わせ技術を使用することによって改良さ
れたことが理解される。しかしながら、グループＡとＢにおける少数のケースに
対して、減算画像の品質は、新たな初期画像位置合わせ技術を使用する臨床的に
有用性において、適度に低下した。本発明者等は、減算画像品質が自動的に推定
され得る場合、次に、初期画像位置合わせ技術は、Ｃと採点されたもののような
不良減算ケースに対してのみ利用され得ることを実現した。このように、時間的
減算方式の全体の性能が改良され得る。

【００５１】本発明者等は、（上述のＡ、Ｂ及びＣの決定において適用された被写体採点の
代わりに）物理的尺度に基づいて、被写体画像の品質を推定するための自動化方
法を開発した。物理的尺度は、減算画像に対するピクセル値の平均コントラスト
とヒストグラムの幅である。

【００５２】不良減算画像のコントラストは高い傾向がある（例えば、不良減算画像は、位
置合わせミスに起因して部分的に非常に暗い及び／又は明るい領域を部分的に含
む）ので、第１の物理的尺度は、減算画像の各肺フィールドにおいて別々にピク
セル値を平均化することによって得られた平均コントラストによって決定された
。図９と図１０は、夫々良好な減算ケースと不良の減算ケースの左右の肺フィー
ルドにおけるヒストグラムを示す。図９と図１０に示すように、不良の減算ケー
スに対するヒストグラム幅は、良好な減算ケースのヒストグラム幅よりの広い。
本発明者等は、ヒストグラムの下部が不良減算画像の検出において非常に高感度
であることを発見した。従って、最大レベルの１０％におけるヒストグラムの幅
は、減算画像品質を評価するための他の物理的尺度として決定された。

【００５３】最大値の１０％における平均コントラストとヒストグラムは、夫々図１１と図
１２にプロットされている。図１１と図１２の水平軸と垂直軸は、夫々右と左の
肺フィールドの尺度に対応する。良好な減算画像（被写体採点：Ａ）は、図１１
と図１２に示されるように、低い平均コントラストで及びヒストグラムの狭い幅
でクラスター化される傾向がある。適切な減算画像（被写体採点：Ｂ）に対する
平均コントラストの分布とヒストグラムの幅は、これらのグラフにおいて右上領
域へ若干シフトする。しかしながら、不良減算画像（被写体採点：Ｃ）の平均コ
ントラストとヒストグラム幅は、大きな平均コントラストと幅の広いヒストグラ
ム幅に亘って分布される。

【００５４】図１３は、平均コントラストとヒストグラム幅の関係を示す。図１３における
破線は、不良減算画像の検出のための可能な閾値レベル（５５の平均コントラス
トと１５０のヒストグラム幅）を示す。このように、時間的減算画像は、不良品
質画像の決定のために自動的に評価され得る。

【００５５】図１８は、上述の情報に基づいて、新たな時間的減算技術を示すフローチャー
トである。ステップ３００において、第１の減算画像が初期画像位置合わせを行
うことなく生成される。ステップ３０２で、コントラストとヒストグラムデータ
が第１の減算画像に関して収集され、ステップ３０４で、第１の減算画像の品質
がそれに基づいて評価される。

【００５６】収集されたデータが良好品質（Ａ又はＢ）を示す場合、第１の減算画像が利用
される（ステップ３０６）。しかしながら、そのデータが不良品質減算画像を示
す場合、第２の減算画像が新たな初期画像位置合わせ技術を利用して生成される
（ステップ３０８）。

【００５７】本発明者等は、平均コントラスト値とヒストグラム幅を考慮して、初期画像位
置合わせを伴わない場合及びそれを伴う場合の１００個の減算画像の品質を研究
した。図１４と図１５は、夫々初期画像位置合わせ技術を伴わない場合とそれを
伴う場合の三つのグループの減算画像に対する平均コントラスト値の分布を示す
。図１６と図１７は、夫々初期画像位置合わせ技術を伴わない場合とそれを伴う
場合の三つのグループの減算画像に対するヒストグラム幅の分布を示す。初期画
像位置合わせを伴わない良好及び適切な減算ケース（被写体採点：ＡとＢ）に対
する分布は、初期画像位置合わせを伴うケースに対するものと同様である。しか
しながら、不良減算ケース（被写体採点：Ｃ）に対する分布は、初期画像位置合
わせで左にシフトされることに注目することが重要である。従って、新たな初期
画像位置合わせ技術の使用は、減算画像の平均コントラストとヒストグラム幅の
両方を減少する傾向があり、従って減算画像品質の改良を示す。

【００５８】再び図１８を参照して、ステップ３１０において、第２の減算画像の品質が評
価される。第２の減算画像は、評価が良好品質を示す場合に利用される（ステッ
プ３１２）。しかしながら、減算画像品質初期画像位置合わせがまだ不良である
場合に、第２のワーピング技術がステップ３１４に示されるように使用される。

【００５９】第１の減算画像を作るために利用されるワーピング技術において、Ｘ−方向と
Ｙ−方向に対するシフト値は、表面（曲線）当てはめ技術を使用することによっ
て当てはめられる。当てはめは、全体の肺フィールドに亘って対象となる領域（
ＲＯＩ）の全てに対して得られるシフト値を使用して実行される。しかしながら
、第２のワーピング技術において、表面当てはめは、各肺フィールドに対して個
別に且つ独立して実行される。この方法は、おそらく表面当てはめ技術が両肺の
代わりに各肺フィールドに提供されるようなシフト値の小さな領域（又は少数の
データセット）上により効果的に働くので、僅かに改良された減算画像を提供す
る。

【００６０】本発明は、コンピュータ技術における熟練技術者には明瞭であるように、本明
細書の教示に従ってプログラムされた従来の汎用デジタルコンピュータやマイク
ロプロセッサを使用して、便利に実施され得る。適切なソフトウエアコーディン
グは、ソフトウエア技術における熟練者には明瞭であるように、本明細書の開示
の教示に基づいて、熟練プログラマーによって容易に準備され得る。また、本発
明は、当業者には容易に理解されるように、アプリケーション指定集積回路を準
備することによって、或いは従来の構成要素回路の適切なネットワークを接続す
ることによって実施され得る。

【００６１】本発明は、本発明の処理を実行するようにコンピュータをプログラムするため
に使用できる命令を含む記憶媒体であるコンピュータプログラム製品を含む。こ
の記憶媒体は、本発明を制限するものではないが、フロッピーディスク、光学デ
ィスク、ＣＤ−ＲＯＭ、及び磁気光学ディスク、ＲＯＭ、ＲＡＭ、ＥＰＲＯＭ、
ＥＥＰＲＯＭ、磁気カード又は光学カードを含むあらゆるタイプのディスクや電
子命令を記憶するための適切なあらゆるタイプの媒体を含むことが出来る。

【００６２】明らかなように、本発明の多くの変更及びバリエーションは、上述の教示に鑑
みて可能である。従って、添付の特許請求の範囲内で、本発明は、特にここで記
述された以外でも実施出来ることが理解されるべきである。

【図面の簡単な説明】

【図１】（Ａ）は自動化初期画像位置合わせが組み合わされた時間的減算を利用して胸
部放射線写真のインターバル変化を検出する方法のフローチャート、（Ｂ）はグ
ローバルシフト値の決定を示すフローチャート。

【図２】本発明に従うインターバル検出デバイスのブロック図。

【図３】（Ａ）はフジ計算形放射線撮影法（ＦＣＲ：Ｆｕｊｉ−ＣｏｍｐｕｔｅｄＲ
ａｄｉｏｇｒａｐｈｙ）で撮影された現在の胸部画像、（Ｂ）は従来のスクリー
ン／フィルムシステムで撮影された以前の胸部画像、（Ｃ）はガウスフィルタを
用いてぼけさせた図３（Ａ）の低解像度画像、（Ｄ）はガウスフィルタを用いて
ぼけさせた図３（Ｂ）の低解像度画像。

【図４】（Ａ）は（黒のライン）が上に配された検出された胸郭エッジを有する図３（
Ｃ）のぼかされた低解像度画像、（Ｂ）は（黒のライン）が上に配された検出さ
れた胸郭エッジを有する図３（Ｄ）のぼかされた低解像度画像、（Ｃ）は自動化
初期画像位置合わせのために利用される図３（Ｃ）のぼかされた低解像度画像か
らセグメント化された肺画像、（Ｄ）は自動化初期画像位置合わせのために利用
される図３（Ｄ）のぼかされた低解像度画像からセグメント化された肺画像。

【図５】自動化初期画像位置合わせ方式から得られる相互相関値を示す３次元グラフ。

【図６】（Ａ）はワーピングを行わない図３（Ａ）の現在の胸部画像と図３（Ｂ）の前
の胸部画像との間の公知時間的減算によって得られた減算画像を示す従来の技術
、（Ｂ）はワーピングを行なう図３（Ａ）の現在の胸部画像と図３（Ｂ）の前の
胸部画像との間の時間的減算によって得られた減算画像を示す従来の技術、（Ｃ
）はワーピングを行わない本発明に従う自動化初期画像位置合わせを利用する、
図３（Ａ）の現在の胸部画像と図３（Ｂ）の前の胸部画像との間の時間的減算に
よって得られた減算画像、（Ｄ）はワーピングを行なう本発明に従う自動化初期
画像位置合わせを利用する、図３（Ａ）の現在の胸部画像と図３（Ｂ）の前の胸
部画像との間の時間的減算によって得られた減算画像。

【図７】従来の時間的減算方式によって得られた減算画像に対する本発明による減算画
像の実質的な評点を示すチャート。

【図８】（Ａ）は従来の時間的減算方式によりワーピングを行わず且つ手作業による初
期画像位置合わせを使用して、現在の胸部画像と前の胸部画像との間で得られた
減算画像を示す図、（Ｂ）は手作業による初期画像位置合わせを使用して、従来
の時間的減算方式によって得られたワーピングを伴う減算画像。

【図９】良好な時間的減算画像の左と右の肺フィールドに対するピクセル値のヒストグ
ラムを示すグラフ。

【図１０】不良な時間的減算画像の左と右の肺フィールドに対するピクセル値のヒストグ
ラムを示すグラフ。

【図１１】１００個の減算画像に対する左と右の肺フィールド間の平均コントラストの関
係を示すグラフ。

【図１２】右と左の肺フィールドに対する最大値の１０％におけるヒストグラム幅の関係
を示すグラフ。

【図１３】最大値の１０％における減算画像の平均コントラストとヒストグラム幅との間
の関係を示すグラフ。

【図１４】従来の減算方式によって得られた減算画像の三つのグルールに対する平均コン
トラストの分布を示すグラフ。

【図１５】本発明による改良された時間的減算画像によって得られた減算画像の三つのグ
ループに対する平均コントラストの分布を示すグラフ。

【図１６】従来の減算方式によって得られた減算画像の三つのグループに対するヒストグ
ラム幅の分布を示すグラフ。

【図１７】本発明による改良された時間的減算方法によって得られた減算画像の三つのグ
ループに対するヒストグラム幅の分布を示すグラフ。

【図１８】本発明に従う改良された時間的減算方法を示すフローチャート。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者カツラガワ、シゲヒコアメリカ合衆国、イリノイ州 60637 シカゴ、エス・ブラックストーン 5514 Ｆターム(参考） 4C093 AA26 DA03 EB04 FD01 FD03 FD05 FD09 FD11 FF01 FF06 FF12 FF16 FF33 FF34 FF37 FF50 5B057 AA08 BA03 CA08 CA12 CA16 CD05 CD11 CE04 CE05 DA07 DA08 DB02 DB09 DC08 DC16 DC23 DC32 DC34 5L096 BA06 CA04 EA02 EA03 EA07 EA12 EA16 FA06 FA32 FA34 FA37 FA67 FA69 GA08 GA19 GA55 HA01

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】第１と第２のデジタル画像間のインターバル変化を検出する
方法であって、前記第１と第２のデジタル画像を所定のサイズの第１及び第２の低解像度画像
に変換する変換ステップと、各低解像度画像をぼけさせて第１と第２のぼけ画像を生成するステップと、前記第１のぼけ画像の複数のシフトされた位置に亘って前記第１のぼけ画像の
ピクセル値を前記第２のぼけ画像のピクセル値と相関させる相関ステップと、前記相関ステップにおいて最大の相関を生成する前記第１のぼけ画像の位置に
おけるシフトを決定し、この決定に基づいて、前記第２のデジタル画像に対する
前記第１のデジタル画像のシフトを表すグローバルシフト値を決定するステップ
と、前記第１及び第２のデジタル画像の一方に非線形ワーピングを実行して、更に
前記第１と前記第２のデジタル画像を位置合わせするステップと、位置合わせされたデジタル画像上に画像減算を実行するステップと、を備える方法。
【請求項２】前記変換ステップに先立って、更に、前記デジタル画像同士間の濃度とコントラストを正規化するステップと、回転を介して前記デジタル画像中に存在する横方向傾斜を補正する補正ステッ
プと、を備え、前記補正ステップは、各デジタル画像中の基準ラインを識別するステップと、各画像中に識別された基準ライン同士間の角度を決定するステップと、前記角度に従って前記デジタル画像の内の少なくとも一方を回転して、前記基
準ラインを位置合わせするステップと、を備える請求項１に記載の方法。
【請求項３】更に、前記変換ステップに先立って、前記デジタル画像の各
々に共通特徴のエッジを検出するステップと、前記検出されたエッジに基づいて、各ぼけ画像の類似の部分をセグメント化す
るステップと、を備え、前記グローバルシフト値を決定するステップは、前記セ
グメント化された類似の部分に基づいて、グローバルシフト値を決定するサブス
テップを有する、請求項１乃至２のうちいずれか一項に記載の方法。
【請求項４】前記変換ステップは、前記デジタル画像を６４×６４よりも
大きいサイズを有する低解像度マトリックスへ変換するステップを備える、請求
項１乃至３のうちいずれか一項に記載の方法。
【請求項５】前記変換ステップは、前記デジタル画像を平均化によって低
解像度の１２８×１２８マトリックスへ減少するステップを備える、請求項１乃
至３のうちいずれか一項に記載の方法。
【請求項６】前記ぼけさせるステップは、各低解像度画像を所定マトリッ
クスサイズのガウスフィルタに入力するサブステップと、前記ガウスフィルタによって実施されるガウス関数によって各低解像度画像を
平滑化するサブステップと、を備える、請求項１乃至５のうちいずれか一項に記載の方法。
【請求項７】前記グローバルシフト値を決定するステップは、前記グロー
バルシフト値を生成するために補正ファクタによって最大相関位置合わせを識別
する座標をスケーリングすることを含み、前記補正ファクタは、前記デジタル画
像が低解像度に変換される時に生じる画像サイズの減少に基づく、請求項１乃至
６のうちいずれか一項に記載の方法。
【請求項８】前記非線形ワーピングを実行するステップは、前記第１と第
２のデジタル画像に存在する対応する構造的特徴に関して、前記グローバルシフ
ト値によってオフセットされた、前記第１と第２のデジタル画像の対応する部分
を位置合わせすることと、相互相関マッピングを実行して、前記第１と第２のデジタル画像の対応するピ
クセル位置に関して、前記第１と第２のデジタル画像の対応する構造的特徴同士
間に位置における差を指示する複数のシフト値を生成することと、前記相互相関マッピングに導入される誤差を補償するために、所定の表面を前
記シフト値に機械的に当てはめることと、前記補正されたシフト値に基づいて、前記第１と第２のデジタル画像の一方に
前記構造的特徴をシフトすること、を備える、請求項１乃至７のうちいずれか一項に記載の方法。
【請求項９】前記入力するステップは、各低解像度画像を５×５マトリッ
クスサイズよりも大きいサイズのガウスフィルタに入力するサブステップを備え
る、請求項６に記載の方法。
【請求項１０】前記入力するステップは、各低解像度画像を９×９マトリ
ックスサイズのガウスフィルタに入力するサブステップを備える、請求項６に記
載の方法。
【請求項１１】第１と第２のデジタル画像間のインターバル変化を検出す
る方法であって、前記第１と第２のデジタル画像から第１の減算画像を生成するステップと、前記第１の減算画像の品質の被写体測定を評価するステップと、前記品質の被写体測定が前記第１の減算画像が不良品質の画像であることを示
す場合、初期の画像位置合わせを使用して、前記第１と第２のデジタル画像から
第２の減算画像を生成するステップと、を備える方法。
【請求項１２】更に、前記第２の減算画像の品質の被写体測定を評価する
ステップと、初期に位置合わせされた画像に基づく第３の減算画像を、前記初期の位置合わ
せされた画像の各々に存在する複数の選択されたフィールドの別個で独立のワー
ピングを含む前記初期の画像位置合わせから、生成するステップを備える、請求
項１１に記載の方法。
【請求項１３】前記評価するステップは、前記減算画像の少なくとも一つ
のフィールド中のピクセル値に従って、平均コントラストとヒストグラムデータ
を収集するサブステップと、前記平均コントラストとヒストグラムデータが夫々所定の閾値を越えるか否か
を決定するサブステップと、を備える、請求項１１乃至１２のうちいずれか一項に記載の方法。
【請求項１４】前記評価するステップは、前記減算画像の少なくとも一つ
のフィールド中のピクセル値に従って、平均コントラストとヒストグラムデータ
を収集するサブステップと、前記平均コントラストとヒストグラムデータが所定の閾値を越えるか否かを決
定するサブステップと、を備える、請求項１１乃至１２のうちいずれか一項に記載の方法。
【請求項１５】前記第３の減算画像を生成するステップは、前記初期に位
置合わせされた画像に存在する複数の選択された肺フィールドの各々の別個で独
立したワーピングを実行して第３の減算画像を生成すること、を備える請求項１
１乃至１４のうちいずれか一項に記載の方法。
【請求項１６】画像処理システムにおいて、一つのデジタル画像の他のデ
ジタル画像に相対するシフトを決定する改良された方法であって、前記改良は、
第１と第２のデジタル画像が所定のサイズの第１と第２の低解像度画像に変換さ
れ、各低解像度画像がぼかされて、第１と第２のぼけ画像を生成し、前記第１のぼけ画像の複数のシフトされた位置に亘って前記第１のぼけ画像の
ピクセル値が前記第２のぼけ画像のピクセル値と相関され、前記相関するステップにおいて最大相関を生成する前記第１のぼけ画像の位置
のシフトが決定され、この決定に基づいて、前記第２のデジタル画像に相対する
前記第１のデジタル画像のシフトを表す前記グローバルシフト値が決定される、
ことを特徴とする方法。
【請求項１７】コンピュータ記憶媒体と、このコンピュータ記憶媒体に埋
め込まれ、請求項１乃至１５の何れか一項のステップを実行する事によって、コ
ンピュータに第１と第２のデジタル画像間のインターバル変化を検出させるコン
ピュータプログラムコードメカニズムと、を含むコンピュータプログラム製品。
【請求項１８】請求項１乃至１５の何れか一項のステップを実行するため
の手段を備える、第１と第２のデジタル画像間のインターバル変化を検出するた
めのシステム。