JP2002538704A

JP2002538704A - Ｘ線画像処理方法及び装置

Info

Publication number: JP2002538704A
Application number: JP2000602990A
Authority: JP
Inventors: ブラディ、ジョン、マイケル; ハイナム、ラルフ
Original assignee: ミラダソリューションズリミテッド
Priority date: 1999-03-01
Filing date: 2000-02-21
Publication date: 2002-11-12
Also published as: EP1163641A1; DE60003398D1; WO2000052641A1; EP1163641B1; US7315640B1; EP1298586A2; DE60003398T2; EP1298586A3; GB9904692D0

Abstract

(57)【要約】Ｘ絵画像、特に乳房造影図を、ディジタイザぼけ及び増感スクリーンと陽極ヒール効果からのグレアに対して補正することによって、エンハンスし及び正規化する方法。本方法はまた、画像化乳房の圧縮厚さの計算及び焦点外放射の乳房造影図への寄与の計算を許す。増感スクリーンからのグレアに対する画像の補正は、画像内のフィルム・ショット雑音のような雑音の検出、及び特にこのような雑音と微小石灰化との間の鑑別を許す。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】（序論）本発明は、ディジタル化Ｘ線画像（特に乳房のもの−乳房造影図（ｍａｍｍｏ
ｇｒａｍ）又は乳房撮影画像（ｍａｍｍｏｇｒａｐｈｉｃｉｍａｇｅ）と名付
けられる）の処理における改善に関し、更に特にこのような画像に基づいて臨床
家が精確な診断を行うのを助援するためのそれらの画像のエンハンスメント（ｅ
ｎｈａｎｃｅｍｅｎｔ）に関する。

【０００２】Ｘ線撮影は多くの医療技術の基礎として使用され、特に乳房撮影法（ｍａｍｍ
ｏｇｒａｐｈｙ）は閉経期（ｐｏｓｔ−ｍｅｎｏｐｏｓａｌ）婦人の乳がんの早
期検出用に選択できる検診であり続けかつ国のスクリーニング・プログラムの基
礎である。

【０００３】乳がんの早期検出は、死亡率を大いに、すなわち、２５％ほども改善する。こ
の理由から、乳房撮影検診は、現今、年に約３０億米ドルの費用をかけて、ヨー
ロッパ経済共同体（ＥＣ）で年間約２千５百万の婦人（そのうち英国では約３百
万）に遂行されている。この莫大な費用と診断の低劣な精度（がんの８〜２５％
が見逃され及び直視下外科生検（ｏｐｅｎｓｕｒｇｉｃａｌｂｉｏｐｓｙ）
の７０〜８０％は良性と判明している）は、コンピュータ利用技術のアップリケ
ーションに関心を高めるに立ち至っている。更に、スクリーニング間隔の短縮へ
の及び２投影スクリーニング（頭尾（ｃｒａｎｉｏ−ｃａｕｄａｌ）と４５度中
外側（ｍｅｄｉｏ−ｌａｅｒａｌ））のルーチン採用への強い要請がスクリーニ
ング・プログラムで分析される乳房造影図の数を極めて増大することになり、こ
れが信頼性のあるかつ堅牢なコンピュータ技術の開発を絶対的に必要なものにす
る。

【０００４】画像処理のアップリケーションとして、乳房撮影画像はやっかいな問題をもた
らす。なぜならば、乳房撮影画像は低劣な信号対雑音比を有するからである。こ
れは、主に、それらの画像が複雑なテクスチャ（ｔｅｘｔｕｒｅ）を現すゆえで
あり、及び放射線量と画像品質との間に妥協が存在するゆえである。更に悪いこ
とに、異常が極めて微妙、不規則に、しばしば強度の非局在的差として現れ、か
つ画像は乳房内に分離した構造物の画像の重畳に因り不可避的にクラッタされる
。更に、背景が異なった乳房間で大いに変動し、及び撮影捕捉の制御が比較的弱
い。

【０００５】不幸にして、乳房撮影への画像処理のアップリケーションに関する提案はある
ものの、その極めて大部分は範囲が限定されているものでかつ一般的な非乳房撮
影法−特定画像処理構想しか含まないものであった。これは、大きな危険を伴う
。このような標準技術を使用する画像平滑化は、病巣の位置発見をより容易にす
ることはあるが、しかしがんの兆候であり得る石灰化（ｃａｌｉｆｉｃａｔｉｏ
ｎ）とスピキュレーション（ｓｐｉｃｕｌａｔｉｏｎ）を除去するおそれがある
。標準技術を使用する縁鮮鋭化は、画像を改善するように見えることはあるが、
しかし悪性病巣はあいまいな縁を典型的に有するのに反して良性病巣は鮮鋭縁を
有する傾向があり、それでこの縁鮮鋭化プロセスは悪性病巣の画像を実際には放
射線医に良性であるように見える画像に変換するおそれがある。

【０００６】石灰化は、特に注目されかつ問題になる。乳房の管又は小葉内に位置発見され
た限局性がんはしばしば厚くなる又は壊死になる分泌物に関連している。これら
がかなり小さいならば、それらは石灰化又は微小石灰化（ｍｉｃｒｏｃａｌｉｆ
ｉｃａｔｉｏｎ）と呼ばれる。微小石灰化のクラスタは、乳房造影図内で小さい
輝く白い物体として現れるものであって、乳がんの初期兆候の１つである得る。
それゆえ、石灰化の識別はスクリーニング・プログラムの主要な目標である。も
っとも良性石灰化が普通であり（例えば、それらはしばしば血管内に現れる）、
それで、もし偽陽性（ｆａｌｓｅｐｏｓｉｔｉｖｅ）の数が充分に低いならば
管（ｄｕｃｔ）微小石灰化と脈管（ｖａｓｃｕｌａｒ）微小石灰化との間の区別
を行うことが必要である。これは、放射線医が乳房解剖について彼らの知識を背
景にして乳房造影図を解釈するためには問題にならない。しかしながら、それは
、画像分析プログラムにとってやっかいな問題である。更に、画像システムに入
るほこりと汚れがアーチファクトを生じることあり、これらのアーチファクトが
微小石灰化にそっくりでありかつ放射線医と自動化撮影システムの両方にとって
偽陽性の原因であるおそれがある。

【０００７】更に、撮影プロセス自体が画像に影響しかつ下に説明するいくつかの変数を導
入するので、問題を引き起こす。

【０００８】添付図面のうち、図１は、在来のスクリーン・フィルム乳房撮影システムの構
成要素の概略表示である。乳房造影が遂行されるとき、発生器４によって附勢さ
れたＸ線管２からのＸ線フォトンのビーム１が圧縮板１７間で圧縮された乳房３
に向けられる。このビーム３は、低エネルギー・フォトンを除去するフィルタ５
によってフィルタされかつコリメータ７によって注目のエリアに視準（ｃｏｌｌ
ｉｍａｔｅ）される。そのビームは管電圧の特性、特に陽極９の材料の特性であ
るエネルギー・スペクトルを有するが、しかしそのスペクトルは走査されるかつ
投影を取られる婦人には無関係である。乳房を出るビームの強度は、乳房内の組
織の厚さ及び乳房内の型式に関係している。乳房を離れるＸ線フォトンは、りん
製増感スクリーン１３に達する前に、散乱防止格子１１を正規には通過しなけれ
ばならない。Ｘ線フォトンがスクリーン１３に吸収されるならば、光フォトンが
りんによって放出されかつこれらの光フォトンにフィルム１５が露出し、このフ
ィルムは乳房造影図を生じるように処理される。乳房への露出がいったん停止す
ると、乳房のセクションの下に位置決めされた自動露出制御１９は設定露出（ｓ
ｅｔｅｘｐｏｓｕｒｅ）を受けている。ディジタル画像を発生するために、Ｘ
線フィルムは、レーザ・スキャナ・システム又はＣＣＤ、及びライト・ボックス
（図示してない）を使用して、典型的に設計される。

【０００９】このようなシステム内の乳房へ入射する放射の強度は、いくつかの理由で空間
的に変動する。最も顕著なのは、陽極ヒール効果（ａｎｏｄｅｈｅｅｌｅｆ
ｆｅｃｔ）である。Ｘ線管は、電子ビームを陽極に射撃することによってＸ線を
生じる。電子ビームが陽極を突き進むに連れ、電子は変動する深さにおいて吸収
され、かつ生じるＸ線は陽極を離れる前に陽極材料の変動する厚さを通して走行
しなければならない。これが、出現するＸ線ビームの変動する減衰に立ち至り、
それゆえ入射Ｘ線スペクトルに空間変動を与える。これは、陽極ヒール効果と名
付けれ、かつ極めて実質的である。空間変動の他の発生源は、ビームの発散性質
に因る。これは、発生源から遠ざかるほどにＸ線ビームが広がることを意味する
。しかしながら、この影響は、発生源から乳房までの距離が乳房寸法に比べて大
きいということが与えられるならば、小さい。乳房造影図の視察査定では、臨床
者は強度の局在変動を考察し、それで陽極ヒール効果によって引き起こされた滑
らかな変化はさほどやっかいではない。しかしながら、それは、自動化システム
には問題を引き起こす。

【００１０】画像に影響する画像形成プロセスの更なる２つの効果は、散乱と焦点外放射（
ｅｘｔｒａ−ｆｏｃａｌｒａｄｉａｔｉｏｎ）である。散乱をまず考察すると
、Ｘ線放射は、図２に示したように乳房を通過し、かつ主ビームとして知られて
いるものは陽極から増感スクリーンへの直線内を通過する。しかしながら、或る
Ｘ線フォトンは乳房内で散乱しかつ予期しない方向からスクリーンへ到着する。
散乱防止光格子は、紙によって分離されたかつ主ビームに整列した一連の角度付
け（ａｎｇｌｅｄ）鉛ストリップ２１で典型的に構成されるものであって、これ
ら散乱フォトンの多くを除去するがしかし全部は除去しない。それゆえ、或る散
乱はスクリーンに達しかつフィルムに記録されることになる。散乱は、ラルフ・
ハイネム、マイケル・ブラッディー、及びベージル・シェープストンによるかつ
ＩＥＥＥ医療撮影、１８８４年、１３、３０１〜３１３頁に発表された「乳房撮
影画像の散乱成分計算」（“Ｃｏｍｐｕｔｉｎｇｔｈｅｓｃａｔｔｅｒｃ
ｏｍｐｏｎｅｎｔｏｆｍａｍｍｏｇｒａｐｈｉｃｉｍａｇｅｓ”，ｂｙ
ＲａｌｐｈＨｉｇｈｎａｍ，ＭｉｃｈａｅｌＢｒａｄｙａｎｄＢａｓｉ
ｌＳｈｅｐｓｔｏｎｅｐｕｂｌｉｓｈｅｄｉｎＩＥＥＥＭｅｄ．Ｉｍ
ａｇｉｎｇ，１９９４，１３，ｐｐ３０１−３１３）に説明された技術を使用
して推定することができる。これは、スクリーンに付与された主エネルギーの計
算を散乱に原因があるエネルギーの減算によって改善することを許す。焦点外放
射は、図３に番号１Ａによって示したコリメータ７の縁の周りにくる放射を指し
、かつ合計の最高１５％までを構成することができ、それらの或るものは散乱し
かつフィルム／スクリーンに達する。焦点外放射を測定する簡単な技術は、例え
ば、上に挙げたハイネム、ブラッディー、及びシェープストンによる論文から知
られている。

【００１１】増感スクリーンによる増感のプロセスは、ぼけ（ｂｌｕｒ）又はグレア（ｇｌ
ａｒｅ）を記録画像内に導入する。なぜならば、図４に示したようにスクリーン
内の点サイト１３ＡにおけるＸ線フォトンの吸収が光の近似的に等放出を生じ、
この結果フィルム上に記録された画像がぼける（ｂｌｕｒｒｉｎｇ）からである
。

【００１２】更に、フィルム上の画像の密度と増感スクリーンに付与されたエネルギーとの
間の関係は、線形でなく、フィルム処理条件と共に変化する。やはり、これは局
在変動に基づいている視察査定には影響しないかもしれないが、しかし、特に非
線形性が明示的に考慮されなかったとしたならば自動化分析に影響することにな
るであろう。

【００１３】最後に、フィルムをディジタル化するプロセスは、画像のディジタル表示内に
ディジタイザぼけを導入する。

【００１４】したがって、承知のように、Ｘ線乳房造影図、自動化認識、及び乳房造影図内
の構造物の鑑別（ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｔｉｏｎ）のエンハンスメント（ｅｎ
ｈａｎｃｅｍｅｎｔ）は、非常に困難な問題である。

【００１５】ディジタル化乳房造影図のｈ_int表示と名付けられた特定表示への変換がこの
ような乳房造影図のエンハンスメントと分析を改善する能力があることが提唱さ
れている。これは、ラルフ・ハイネム、マイケル・ブラッディー、及びベージル
・シェープストンによってかつ医療画像分析、１９９６年、１巻、１号、１〜１
８頁に発表された「乳房撮影画像処理の表示」（“ＡＲｅｐｒｅｓｅｎｔａｔ
ｉｏｎｆｏｒｍａｍｍｏｇｒａｐｈｉｃｉｍａｇｅｐｒｏｃｅｓｓｉｎ
ｇ”，ｂｙＲａｌｐｈＨｉｇｈｎａｍ，ＭｉｃｈａｅｌＢｌａｄｙａｎ
ｄＢａｓｉｌＳｈｅｐｓｔｏｎｅｐｕｂｌｉｓｈｅｄｉｎＭｅｄｉｃ
ａｌＩｍａｇｅＡｎａｌｉｓｙｓ；１９９６，ｖｏｌ．１，ｎｏ．１，ｐｐ
１−１８）に説明されたが、本発明はそれに対する改善に関連するから、下に
短く説明する。

【００１６】所与の画素（ｘ，ｙ）における乳房造影図の強度は、フィルム上（ｘ，ｙ）の
垂直に上方の乳房組織のペンシル（ｐｅｎｃｉｌ）内のＸ線の減衰（吸収又は散
乱）の量を表示する。

【００１７】理想的には、性腺、繊維性、がん性、脂肪、カルシウムのような組織型式でラ
ベルした各ボクセル（ｖｏｘｅｌ）を付けた乳房の定量的三次元表示を作成でき
ることが望まれる。ボクセル内のＸ線減衰が与えられるならば、脂肪を分類する
ことは確かに可能である。というのは、脂肪は比較的に低線形減衰率を有するか
らである。同様に、カルシウムの生起を分類することも可能である。カルシウム
は実用上は無線不透明である。しかしながら、残りの乳房組織は、嚢腫（ｃｙｓ
ｔ）、悪性塊（ｍａｌｉｇｎａｎｔｍａｓｓ）、繊維腺腫（ｆｉｂｒｏａｄｅ
ｎｏｍａ）等のような乳房疾患に解剖学的に顕著な症状（ｅｖｅｎｔ）を含み、
かつそれらはＸ線減衰測定だけから解像するのは困難である。ｈ_int表示では、
これらの残りの組織は「注目組織」として分類される。更に、実際には非常に僅
かなカルシウムがあるが、実用目的に関する限りそれは無視することができる。

【００１８】不幸にして、乳房撮影法の投影性質のゆえに、更に、三次元情報が失われとい
う問題が起こる。これに照らして、利用可能な情報だけが乳房のコーン内の組織
を説明し、ここにコーンはその底として画素のエリアを有しかつその頂点として
Ｘ線源を有する。適当な補正の後、このコーン内にあるＸ線ビームはペンシル・
ビームとして考えることができる。それゆえ、ｈ_int表示（カルシウムを無視し
て）内に基本的に脂肪及び考察するべき注目組織の２つの組織種別のみがあり、
かつ注目組織の厚さ（ｈ_intｃｍ）と脂肪の厚さ（ｈ_fatｃｍ）があり、これらは
共に必然的に合算されて合計乳房厚さＨにならなければならないものであって（
すなわち、Ｈ＝ｈ_int＋ｈ_fat）、定量乳房測定として使用される。

【００１９】実用では、ｈ_intは、システム校正と画像校正に関係したデータを使用して乳
房撮影画像から計算される。Ｘ線管出力スペクトルは比較的安定であると想定さ
れるが、しかし陽極ヒール効果は補正される。乳房撮影法撮影プロセスは、日か
ら日へと変動することもあるいくつかの部分を有する。コンピュータによって有
意な画像分析を実施するためには、画像を標準に適合させるためにこれらの変動
を知る必要がある。これを達成するために、校正データが要求される。フィルム
−スクリーン応答、フィルム・プロセッサ、及びフィルム・ディジタイザは、次
のデータを収集することによって校正される。

【００２０】１．階段くさびフィルム：フィルムは、フィルムの裏に沿って置かれたル
ーサイトで作られた階段くさびで及び自動露出制御を覆って置かれたルーサイト
・ブロックｄｅ以て作成される。このフィルムはフィルム−スクリーン・システ
ムとフィルム処理を校正することを許すので、増感スクリーンに付与されたエネ
ルギーをフィルム密度に関係させることができる。

【００２１】２．「ブランク」フィルム；フィルムは、物体（乳房）の存在なしでの短
時間露出で以て撮られる。その露出は、フィルムが飽和しないように短くなけれ
ばならない。例えば、０．０４秒、１００ｍＡかつ２８ｋＶでの露出が（黒く見
えるのにかかわらず）１．８と２．６との間で変動する密度を有するフィルムを
作成する。このフィルムは、入射放射密度の空間変動に関する情報を与える。

【００２２】３．階段くさびフィルムのディジタル化画像；くさびの各階段上の密度が
測定されるので、いったんディジタル化されると、ディジタル画像内の画素値と
フィルムの相当するエリア内のフィルム密度との間の関係が知られる。

【００２３】システム構成要素を校正するばかりでなく、各乳房撮影検診に特定のデータが
必要とされる。特に、管電圧（Ｖ_tubeｋＶ）；管電流（Ｉ_tubeｍＡ）；露出時間（ｔ_sｓ）；乳房厚さ（Ｈｃｍ）。

【００２４】これらの情報のほとんどは難なく利用可能であるが、しかし乳房厚さＨの測定
は現在の所やっかいである。というのはＸ線写真技師は定規を使用してその厚さ
を測定しなければならない。もっとも新しい機械は乳房厚さの自動測定を組み込
んでいる。

【００２５】乳房撮影画像が与えられると、Ｘ線源と各画素との間の注目組織及び脂肪性組
織の厚さは、校正データを使用して画像内の画素値から得られる各画素で増感ス
クリーンに付与されたエネルギーを考えることによって見付けることができる。
Ｅ_pse（ｘ，ｙ）を画素（ｘ，ｙ）に相当するエリア内でスクリーンに付与され
たエネルギーであるとしよう。Ｅ_pse（ｘ，ｙ）は、散乱成分と主成分の両方を
含む。主成分Ｅ_p（ｘ，ｙ）は、上に述べたように付与された合計エネルギーか
ら散乱推定を減算することによって決定される。

【００２６】いま、増感スクリーンの相当するエリアの上方の注目組織のｈ_intｃｍと脂肪
性組織のｈ_fatｃｍを持つ画素について、いずれかのエネルギーＥでの合計減衰
が次のように期待される。

【００２７】

【数１】ここに、代入を行う。

【００２８】この場合、主フォトンによって増感スクリーンに付与されると期待されたエネ
ルギーは、

【００２９】

【数２】

【００３０】ここに、φはＶ_tubeのＸ線管電圧に対するフォトン束であり、これは陽極ヒール
効果に因り画像を横断して変動する；Ａ_pは画素エリアであり；ｔ_sは露出時間で
あり；Ｎ₀ ^rel（Ｅ）はエネルギーＥにおけるフォトンの相対的数であり；Ｓ（Ｅ
）はエネルギーＥの主フォトンに対するスクリーンの吸収エネルギー比であり；
Ｇ（Ｅ）はエネルギーＥの主フォトンに対する格子の伝達比（ｔｒａｎｓｍｉｓ
ｓｉｏｎｒａｔｉｏ）であり；μ_luc（Ｅ）はエネルギーＥにおける（典型的
）ルーサイト（圧縮板）の線形減衰率であり；ｈ_plateは圧縮板の厚さであり、
これらの全ては校正条件又は画像条件から知られている。

【００３１】式（１）を式（２）に代入した後、未知なのはｈ_int（ｘ，ｙ）だけであるこ
とに注意。これは、実用の場合に見付けた（すなわち、画像から測定された）主
エネルギーを理論値（すなわち、上で計算された期待値）と等しいとしかつ結果
の非線形方程式を解いてｈ_int（ｘ，ｙ）を決定することによって見付けること
ができる。

【００３２】画像をｈ_int表示に変換するこのプロセスは、脂肪が立ち上がっていて注目組
織表面の上部に浮くように原画像を変換するので眼に見えるようにすることがで
き、次いで脂肪を剥がして表示ｈ_int（ｘ，ｙ）を後に残す。正式ではないが、
この表示は表面として眺めることができ、かつ図５に例として見えるように、塊
のような臨床的に重要な結果がこの表面上の構造物、例えば、小さい丘として現
れる。これは強度画像を表面とみなすこととは根本的に異なっており、それはｈ _int 表示が乳房の垂直ペンシルを通して分布されている解剖学的組織の定量的計
量であるからであることに注意。ｈ_intの重要性は、この表示が検診に特定の撮
影パラメータを因数分解（ｆａｃｔｏｒｏｕｔ）して、診断に関連するもので
終極的にはある内因性解剖学的構造（ｉｎｓｔｒｉｎｓｉｃａｎａｔｏｍｙ）
の表示を生じるという事実から発する。

【００３３】（発明の要約）本発明は、ｈ_int表示の計算の改善に関し、これらの改善はｈ_int表示の精度を
改善するだけでなく、またその過程でいくつかの有効な結果を与える。

【００３４】本発明の第１態様は、ディジタイザによって引き起こされた劣化に対してＸ線
画像のディジタル表示を補正する方法を用意する。ディジタル表示は画像の複数
の画素の各々についての画像密度の測定であり、この測定はＸ線画像を照明し、
Ｘ線画像による光の減衰を測定し、かつ減衰光値から画像密度を計算することに
よって得られる。この方法は、ディジタル表示内の画素値から各画素に対応する前記減衰光の強度値を計算す
るステップ、ディジタイザによって導入された劣化に対して補正するために強度値に変調伝
達関数を適用するステップ、及び補正した強度値を画像強度を表す値に逆戻り変換するステップを含む。

【００３５】本発明の第２態様は、Ｘ線を受けかつＸ線フィルム上に記録される光を放出す
るために増感スクリーンを使用するＸ線撮影方法において、増感スクリーンに付
与されたエネルギーをＸ線画像密度から計算する方法を用意する。この方法は、受けたＸ線の複数の異なった強度に対するＸ線フィルムと増感スクリーンの応
答を測定することによってＸ線フィルムと増感スクリーンを校正するステップ、期待応答の理論モデルを測定した応答に適合させるステップ、及びＸ線画像密度から付与されたエネルギーを計算するために適合理論モデルを使
用するステップを含む。

【００３６】本発明の第３態様は、Ｘ線を受けかつＸ線フィルム上に記録される光を放出す
るために増感スクリーンを使用するＸ線撮影方法であって、フィルム上に記録さ
れた画像はフィルム上の画像密度の画素化ディジタル表示を与えるようにディジ
タル化されるこの撮影方法において、増感スクリーンからのグレアの画像のディ
ジタル表示への寄与を除去するために画像のディジタル表示をエンハンスする方
法を用意する。この方法は、画像密度のディジタル表示をスクリーンに付与されたエネルギーの表示に変換
するステップ、及び増感スクリーンからのグレアのスクリーンに付与されたエネルギーの表示への
寄与を除去するために増感スクリーンに対する点拡がり関数を定める重みマスク
を使用して増感スクリーンに付与されたエネルギーの表示をたたみ込み解除する
（ｄｅｃｏｎｖｏｌｖｉｎｇ）ステップを含む。

【００３７】本発明の第４態様は、乳房造影図から画像化乳房の圧縮厚さを計算する方法で
あって、乳房造影図内の等強度曲線の滑らかさを検出することによって非圧縮乳
房縁に相当する領域から圧縮されている乳房の部分に相当する領域を乳房画像内
に境するステップを含む方法を用意する。

【００３８】上掲の態様は、乳房のｈ_int表示の作成を改善するために他の既知のステップ
と組み合わせられることがある。

【００３９】本発明の他の態様は、乳房の乳房造影図から乳房内の微小石灰化を検出する方
法を用意する。この方法は、上掲の方法に従ってｈ_int表示を作成するために乳
房造影図を処理するステップ、候補領域に対するｈ_intの値を注目組織の体積を
表す値に変換するステップ、及び体積値がしきい値を超える所を乳房造影図の微
小石灰化エリアとして検出するために体積値にしきい値を設けるステップを含む
方法。

【００４０】本発明はまた、上掲の方法を実施する装置を用意する。更に、本発明はまた、
コンピュータ・プログラムを用意し、このプログラムはこれらの方法を実施する
ようにコンピュータを制御するために、コンピュータ読出し可能記憶媒体上に用
意される。

【００４１】本発明を添付図面を参照して例として更に説明する。

【００４２】（好適実施の形態の説明）本発明の実施の形態をｈ_int表示を計算するために必要なステップを通して進
むことによって説明する。これらのステップは、次のようにまとめることができ
る。（１）ディジタイザ校正データを使用して画素値Ｐ（ｘ，ｙ）をフィルム密
度Ｄ（ｘ，ｙ）に変換する。（２）ディジタイザぼけを除去する。（３）フィルム−スクリーン校正データを使用してフィルム密度Ｄ（ｘ，ｙ
）を増感スクリーンに付与されたエネルギーＥ^imp _pse（ｘ，ｙ）に変換する。（４）増感スクリーン・グレアに対してＥ^imp _pse（ｘ，ｙ）を補償する。（５）陽極ヒール効果と発散Ｘ線ビームに対してＥ^imp _pse（ｘ，ｙ）を補償
する。（６）圧縮乳房の厚さを推定する。（７）散乱放射Ｅ^imp _s（ｘ，ｙ）を推定する。（８）焦点外放射Ｅ^imp _e（ｘ，ｙ）成分を推定する。（９）測定した主エネルギーＥ^imp _pを計算する。

【００４３】

【数３】を計算する。

【００４４】（１０）この測定した主エネルギーをｈ_int（ｘ，ｙ）の異なった値につい
て式（２）によって計算された理論主エネルギーと比較する。数値近似を使用し
て測定値と理論値を等しくすると、ｈ_int（ｘ，ｙ）について解を得る。

【００４５】（ディジタル化）ステップ（１）と（２）を考察すると、乳房撮影画像は乳房造影図を光で以て
照明しかつ乳房造影図を通して伝達する光の量を測定することによってディジタ
ル化される。乳房造影図を照明するライト・ボックスを使用するレーザ・スキャ
ンニング装置及び伝達光を記録するＣＣＤカメラのような種々の構成が使用され
る。ディジタイザは、伝達光自体ではなくフィルム（画像）密度に関係した画素
値を記録しかつ出力するように設計される。なぜならば、フィルム密度は照度レ
ベルに無関係であるからである。

【００４６】上掲の方法のステップ（１）は、比較的直線的である。なぜならば現代の高品
質レーザ・スキャンニング装置は、例えば、フィルム密度と画素値との間に既知
の線形関係を有するからである。すなわち、

【００４７】

【数４】ここにｍとｃは定数である。

【００４８】それゆえ、Ｄ（ｘ，ｙ）は、画素値から容易に見付けることができる。

【００４９】本発明の第１態様は、ステップ（２）、ディジタイザぼけの除去に関連する。
種々のディジタイザについてぼけの程度を示す変調伝達関数は、知られるか又は
測定することができる。例えば、スキャンニング・マイクロデンシトメータ、Ｃ
ＣＤカメラ、及びレーザ・スキャナに対する変調伝達関数は、Ｄ・Ｈ・デービス
による「ディジタル乳房撮影法−フィルム・ディジタイザの比較評価」、ブリテ
ッシュ・ジャーナル、放射線医学、６６：９３０−９３３、１９９３年（“Ｄｉ
ｇｉｔａｌＭａｍｍｏｇｒａｐｈｙ−ｔｈｅｃｏｍｐａｒａｔｉｖｅｅｖ
ａｌｕａｔｉｏｎｏｆｆｉｌｍｄｉｇｉｔｉｚｅｒｓ”ｂｙＤ．Ｈ．Ｄ
ａｖｉｅｓ，ＢｒｉｔｉｓｈＪ．Ｒａｄｏｌｏｇｙ，６６：９３０−９３３，
１９９３）に開示されており、かつ図２５に示してある。しかしながら、本発明
で以て、これらの関数は、フィルム密度値にではなく、次のように非線形様式で
フィルム密度に関係している伝達光Ｔ_lに適用される。

【００５０】

【数５】

【００５１】ここに、Ｉ_lはディジタル化プロセスにおいてフィルムを照明する光、及びＴ_lは
フィルムから出る光である。この伝達光を計算しかつディジタイザに対する変調
伝達関数をこの光に適用してディジタイザぼけを除去する。次いで、伝達光を、
Ｉ_lで除しかつ１０を底とするその対数を取ることによって、（今度はディジタ
イザぼけのない）フィルム密度に再変換する。

【００５２】（フィルム・スクリーン応答）次のステップ、ステップ（３）は、フィルム−スクリーン校正データを使用す
ることによってぼけが除去された（ｄｅｂｌｕｒｒｅｄ）フィルム密度Ｄ（ｘ，
ｙ）から増感スクリーンに付与されたエネルギーＥ^imp _pse（ｘ，ｙ）を計算する
ことである。増感スクリーンに付与されたエネルギーに対するフィルム−スクリ
ーン応答は、図６のそれに似た特性曲線によって与えられる。図６は、ルーサイ
ト（ｌｕｃｉｔｅ）階段くさびに露出することによって見付けられたフィルム−
スクリーン特性曲線を示す。ルーサイトは、半分脂肪、半分注目組織で構成され
る乳房に類似のその吸収性質と散乱性質のゆえに選択される。散乱放射に対して
は小さな補正をすることができ、かつ計算した相対付与エネルギーを、密度計で
以て測定したフィルム密度に対してプロットする。

【００５３】本発明で以て、Ｓ字形特性曲線をルーサイト階段くさびデータに適合させ、か
つこの適合関係を使用してフィルム密度から付与されたエネルギーを計算する。
更に詳細には、Ｓ字形曲線は、

【００５４】

【数６】

【００５５】これは、次の性質を有する。

【００５６】

【数７】

【００５７】それゆえ、使用するａ、ｂ及びまた原点を決定する必要がある。原点は対称の
場所になければならず、それで４つの未知パラメータａ、ｂ、ｘ_origin、ｙ_orig _in がある。曲線の式は次のようになる。

【００５８】

【数８】

【００５９】ここで、ｘ＝ｌｏｇＥ（ここにＥは増感スクリーンに付与されたエネルギーで
ある）かつｙ＝Ｄ（ここにＤはフィルム密度である）。原点はフィルム密度範囲
の中心にあると初期的に推測され及び密度範囲はａ、ｂの初期推定を決定するよ
うに測定される。最適化ルーチンが階段くさび及び乳房撮影ユニットから収集さ
れたブランク・フィルム校正データに基づいてパラメータの最適値を見付けるた
めに使用される。反転すると、次を与える。

【００６０】

【数９】

【００６１】図７は、曲線適合の例を示す。図７において、水平軸は、増感スクリーンに付
与されたエネルギーの対数である。垂直軸は、フィルム密度をプロットする。階
段くさびとマークした線は、最も精確であってかつ点間の区分的線形適合を用い
る測定に基づいている。短破線は、そのデータへのＳ字形適合であって良好適合
を示す。ＢＣＵはオックスフォード乳房治療ユニット（ＯｘｆｏｒｄＢｒｅａ
ｓｔＣａｒｅＵｎｉｔ）から収集されたデータであり、及び長破線は、した
がって、ＢＣＵで収集されたデータへのＳ字形適合であって、低フィルム密度で
良好な適合を与えるが、しかし高フィルム密度ではそのように良好には与えない
。フィルム−スクリーン曲線はその全体では対称でないが、最高フィルム密度は
使用されず、それで対称を得るようにＤ_maxは切り詰めることができることに注
意することによって、適合を長破線と短破線を用いてその曲線を与えるように改
善することができる。

【００６２】（グレア除去）スクリーンに付与されたエネルギーを計算したならば、本発明の次のステップ
は、このエネルギー値から増感スクリーン・グレアによるこのエネルギーへの寄
与をステップ（４）において除去することに関連し、これはフィルムの露光に直
接関係する。まとめると、これは、Ｘ線フォトンが１つの画素に相当する増感ス
クリーンの各部分を横断して等しくかつスクリーンの異なった深さに吸収される
と仮定することによって計算された点拡がり関数（ｐｏｉｎｔｓｐｒｅａｄｆｕｎｃｔｉｏｎ）を使用して行われる。画素寸法を知って、各潜在吸収サイト
と近隣画素との間の立体角を計算することができる。これらの立体角は、近隣画
素が受ける光フォトンの比率を定める。これらの立体角は、吸収サイトからその
画素までの距離（スクリーンによる光吸収を表す）によって及びそのサイトに達
する実Ｘ線エネルギーによって重み付けされる。これらの値を使用してグレアを
推定しかつ画像から除去することができる。これについての数学を詳細に説明す
る。

【００６３】点拡がり関数を誘導するために、スクリーンを層に分割されていると考え、か
つ次いで各層が副画素寸法単位に副分割されていると考える。これらの単位の各
々は、Ｘ線の吸収の潜在サイトであると考えられる。ｔ_pｃｍは、増感スクリー
ンの厚さである。スクリーンはｎ層になっているので、各層はｄｔ＝ｔ_p／ｎｃ
ｍの厚さを有すると考える。層は（どんな解決を使用しようと）画素に副分割さ
れ、かつ次いで各画素が１００のより小さな要素に分割される。Ｘ線フィルムは
、スクリーン・オーバコートによってだけ分離された増感スクリーンの上側に直
接横たわっているので、Ｘ線フィルムと増感スクリーンとの間にｔ₀のギャップ
があると仮定する。各層毎に重みマスクｗ_z（ｘ，ｙ）が計算されて（実効的に
はその層に対する点拡がり関数）、（ｘ_c，ｙ_c）、深さｚにおいて放出された光
フォトンの百分率を与え、深さｚは空間位置（ｘ，ｙ）に相当するフィルムに達
する。（ｘ_c，ｙ_c）から（ｘ，ｙ）に達するフォトンの比率は、（ｘ_c，ｙ_c）、
深さｚから（ｘ，ｙ）への立体角ｄθに関係している。方位角の周りの対称性を
仮定しかつ一次元（１Ｄ）の場合を考えると（図３２参照）、

【００６４】

【数１０】

【００６５】ここにｂ、ｃは、簡単な幾何学から見付けられ、かつｘ₁とｘ₂は中心画素（ｘ _c ，ｙ_c）から標的画素（ｘ，ｙ）のどちらかの側への距離である。

【００６６】（ｘ_c，ｙ_c，ｚ）から放される光フォトンの或るものはりんによって吸収され
るので、ｄθはベールの法則（Ｂｅｅｒ’ｓｌａｗ）を使用して重み付けされ
かつ相対グレアは次のようになる。

【００６７】

【数１１】

【００６８】ここには平均線形減衰値である。相対グレアを合計相対グレアで除すと、各層に対する
重みマスクを与える。各層に付与されるＸ線エネルギーをここで組み込む。各層
へのエネルギーは、次のようである。

【００６９】

【数１２】

【００７０】ここにＥ_z ^impは付与されたエネルギーであり及びＥⁱⁿは入射エネルギーである。
それで相対グレアは、次のようになる。

【００７１】

【数１３】

【００７２】これらの値を各層毎にかつ各副画素毎に組み合わせて全重みマスクｗ（ｘ，ｙ
）を得、かつそれらの結果をΣ_(x,y)ｗ（ｘ，ｙ）＝１．０になるように基準化
しかつ中心画素の周りに回転させて２次元マスクを与える。

【００７３】パラメータは、実用値よりも例示目的用のモデルに含まれる。というのは、それらのパラメ
ータは決定的に重要なファクタであるＰＳＦにほとんど影響を与えないことが判
明しているからである。図２６と２７は、変動するパラメータがであるスクリーンの変調伝達関数（ＭＴＦ）を示す。変調伝達関数は、点拡がり
関数の単にフーリエ変換である。図２６は、１００ミクロンのスクリーン厚さ及
びフィルムとスクリーンとの間が０ギャップのモデルを使用する増感スクリーン
のＭＴＦを示す。の３つの異なった値を表す３つの曲線がある。その値が上がるに連れて、フィル
ムへの直接経路がますます有利になり、それでＭＴＦが改善する。図２７は、１
００ミクロンのスクリーン厚さ及びフィルムとスクリーンとの間が０ギャップの
モデルを使用する増感スクリーンのＭＴＦを示す。の３つの異なった値を表す３つの曲線がある。その値が上がるに連れて、より多
くのＸ線がフィルムの近くで吸収され、かつそれでＭＴＦが改善する。

【００７４】そのモデル内の２つの最も重要なパラメータは、スクリーン厚さｔ_p及びフィ
ルムとスクリーンとの間のギャップｔ_oである。図２８は、２つの異なったスク
リーン厚さに対するＰＳＦを示す。そのグラフは、（ピークである所の）中央画
素から放出されかつ周りの画素へ走行する光フォトンの百分率を示す。そのグラ
フは、空間解像度が５０ミクロンのときに対するに二次元（２Ｄ）マスクを横断
するプロファイルである。左ではスクリーンが１００ミクロン厚さであるのに対
して、右ではそれが２００ミクロン厚さである。スクリーンが厚いほど、フィル
ムから遥かに遠い深さでＸ線フォトオンの吸収は大きく、それゆえスクリーンに
よって放出される光はより広がる。図２９に（ゼロ・ギャップに対する）ＭＴＦ
を示す。図３０と３１は、フィルムとスクリーンとの間のギャップが変動してい
るときのＰＦＳとＭＲＦを示す。図３０は、２つの増感スクリーンのＰＳＦであ
ってかつ１００ミクロンのスクリーン厚さ及びマークしたようにフィルムとスク
リーンとの間のギャップが０と１００ミクロンであるモデルを使用するＰＳＦを
示す。図３１は、１００ミクロンのスクリーン厚さ及びマークしたようにフィル
ムとスクリーンとの間のギャップが０と１００ミクロンであるモデルを使用する
２つの増感スクリーンのＭＴＦを示す。明らかに、これらのパラメータは、スク
リーン性能に大きな作用を有し、かつそれらは校正データの重要な部分である。
例えば、ＦｕｊｉＥＣ−ＭＡカセット内に納められた増感スクリーンＦｉｊｉ
ＵＭＭａｍｍｏＦｉｎｅは、約１００ミクロンの厚さ（ｔ_p）を有する。
フィルムとスクリーンとの間のギャップは推定するのが遥かに困難でありかつ製
造業者からの情報が乏しい。しかしながら、フィムル乳剤上に少なくとも１ミク
ロンの保護被覆が及びスクリーンに対する５〜１５ミクロンの更に保護被覆がお
そらくある。

【００７５】グレアに対して適正に補正するには、乳房撮影フィルムの縁を正確に知る必要
がある。というのは、フィルムの外側からはグレアはこずかつそれらのエリアは
たたみ込みでゼロとして扱われるべきであるからである。また、フィルム以外の
乳房エリアの外側に付与されたエネルギーはフィルムを飽和させるので、グレア
の真の作用をモデルするためにはそれらの領域上のエネルギーを既知の露出時間
を使用して計算した期待入射エネルギーに設定しなければならない。重みマスク
ｗは増感スクリーンに対する点拡がり関数を定めるので、達成されたエネルギー
を付与された画像は、単に、グレアなしで付与されたエネルギーのｗとのたたみ
込み（ｃｏｎｖｏｌｖｅｄ）の結果である。

【００７６】

【数１４】

【００７７】これは、フーリエ領域でのたたみ込み解除によって解くことができる。図８は
、グレアに対する補償の効果の例を示す。

【００７８】（雑音検出）上掲のステップ（５）から（９）におけるｈ_intの計算をエンハンスするため
にグレアを除去したが、このステップはそれが微小石灰化の検出を許しかつ特に
画像分析システムにとって類似に混同して見えるおそれがある微小石灰化と「シ
ョット」雑音との間で区別を行うことを許すという点でそれ自体重要である。

【００７９】フィルム−スクリーン「ショット」雑音は、増感スクリーン上のほこりと汚れ
から又はフィルム内の欠陥から起こり得る。微小石灰化を検出する上での主要な
困難は、この雑音が石灰化に類似の特性、すなわち、小さい、低フィルム密度（
輝き）と高周波数を持って現れる傾向があるということである。したがって、局
在化ブライト・スポットとしての微小石灰化の自動化検出は、多くの偽陽性を発
生する傾向がある。これらの或るものは実微小石灰化のクラスタリング性質を使
用することによって除去することができるが、それらを個々に除去できることが
好適である。本発明は、ブライト・スポットを雑音としてマークするためにそれ
らからのぼけの欠如を使用する。ぼけの欠如は、それらが増感スクリーンからの
グレアの後に撮影チェーンに導入されたことを示す。

【００８０】グレア除去についての上掲の方法において、乳房造影図を増感スクリーンに付
与されたエネルギーを表す画像にまず変換する。この表示では、石灰化と雑音は
、それらの見掛けの「高Ｘ線減衰」に因り非常に低い値を有する。グレアが画像
から除去されるとき、雑音に因り低エネルギー値を有する画素は負になって、元
のエネルギー値は実現可能ではなかったことを表示する。図９は、確認されたシ
ョット雑音を含む２つのフィルム密度プロファイルを示す。この図は、微小石灰
化を含む１００ミクロン画像を横断しての２つのプロファイルを示す。ｙ軸上の
画素値はフィルム密度に線形的に関係すると共に、高画素値は低フィルム密度、
それゆえ増感スクリーンに付与された低エネルギー密度を意味する。左プロファ
イルではグレアに対する画像復元アルゴリズムがｘ＝５０を、及び右プロファイ
ルではｘ＝２０６をフィルム−スクリーン雑音であるとして識別する。右プロフ
ァイルにおけるｘ＝１９０とｘ＝２５０でのピークは、実石灰化である。図１０
は、元のエネルギー・プロファイルとグレア補償後のエネルギーを示す。この図
は、１００ミクロン・エネルギー画像を横断しての２つのプロファイルを示す。
左プロファイルは、グレア補償前の付与されたエネルギーを示す。雑音に原因し
ているｘ＝６２での低値がある（低エネルギーは、それが白に見えることを意味
する）。右プロファイルはグレア補償後のエネルギーを示し、雑音点でのエネル
ギーは今度は負である、すなわち、それは主ぼけ段後に導入されている。

【００８１】図１１は、物理ファントム（ｐｈｙｓｉｃａｌｐｈａｎｔｏｍ）の例（ＴＯ
Ｒ−ＭＡＸ、リーズ大学、医療物理学部、Ｘ線試験物体（ＴＯＲ−ＭＡＸ，Ｕｎ
ｉｖｅｒｓｉｔｙｏｆＬｅｅｄｓ，ＤｅｐａｒｔｍｅｎｔｏｆＭｅｄｉ
ｃａｌＰｈｙｓｉｃｓ，Ｘ−ｒａｙＴｅｓｔＯｂｊｅｃｔ）及びその検出
方式が見付ける雑音を示す。左の画像は物理的乳房撮影法ファントムのものであ
る。このファントムは、模擬微小石灰化（矢印で指摘）、変動密度の円筒、及び
、左へ離れてテクスチャのパッチを有する。乳房造影図を遂行する前にフィルム
−スクリーン組合わせを開きかつほこりと汚れをランダムに分布した−これらは
左画像上に輝く白であるように示してある。雑音検出アルゴリズムの結果を右に
示す。全ての明白な雑音画素ばかりでなく或る遥かに微妙なものまでが検出され
ており、模擬石灰化のどれも雑音としてマークされていない。

【００８２】実乳房造影図上でフィルム−スクリーン・ショット雑音アルゴリズムの広範な
試験が実施されてきた。その多くが微小石灰化を含む２０セクションの乳房造影
図の１組について、或る経験に富む放射線医は、フィルム−スクリーン・ショッ
ト雑音に相当する点をマークした。彼女のマークした１５６点のうち、上掲のア
ルゴリズムは１５０を検出した。このアルゴリズムは、その放射線医が雑音であ
るか実微小石灰化であるかどうか断定的に言明できなかった６以上の点をまた検
出した。明確な微小石灰化は、どれも雑音としてマークされなかった。図１２と
１３は、乳房造影図と検出された雑音の例を示す。図１２を参照すると、左は画
素当たり１００ミクロンにディジタル化された実乳房造影図のセクションである
。右は検出された雑音を白で示しこれに見えるように、経験に富む放射線医によ
って及びこのアルゴリズムによって確認された雑音点のクラスタがある。左上隅
に極めて明白な髪の毛があり及び左下隅に雑音とはマークされていない或るいく
つかの微妙な真性微小石灰化がある。図１３を参照すると、左は画素当たり５０
ミクロンにディジタル化された実乳房造影図のセクションである。右は検出され
た雑音を白で示しこれに見えるように、経験に富む放射線医によって及びこのア
ルゴリズムによって確認された雑音点の全クラスタがある。

【００８３】この雑音検出方式は極めて充分に働くが、注意するべき２つの考察がある。す
なわち、（ｉ）フィルムが飽和する点で、すなわち、フィルムが非常に高いフィルム
密度又は鉛マーカの下のエリアにおけるような非常に低いフィルム密度を有する
所で、付与された推定エネルギーは不正確でありかつそれが雑音検出に影響する
おそれがある。しかしながら、これは、いかなる見込まれる石灰化からも充分に
遠い乳房画像の極く縁においてのみ起こる。これの例は図１１においてであり、
ここでは画像の上部の非常に低フィルム密度が雑音としてマークされている。（ｉｉ）雑音点は、それらの近くの点における雑音検出に影響する。グレア
除去は、局在近隣域にエネルギーを要求する。もしそれらのエネルギーの１つが
雑音に因り不自然に低いならば、グレア除去は不正確であるかもしれず、かつ他
の雑音を検出させないかもしれない。これは図１１に見ることができ、ここでは
髪の毛がありこの髪の毛は明らかに端点でマークされているがしかし中央の点で
はない。これは、２パス・グレア除去アルゴリズムを必要とする又は或る１つの
雑音点から或る半径内に石灰化として指定されたいずれの画素も雑音としてまた
考えることを要求することがある。

【００８４】微小石灰化を検出するこの方法は、更に改善することができる。ｈ_int表示の
根底にある基本的仮定は乳房が脂肪と「注目組織」で全体的に構成されるという
ことであることを思い出すとよい。石灰化はそれらの組織型式よりも約２６倍高
いＸ線減衰率を有するから、おそらく直径０．５ｍｍの微小石灰化を通るＸ線ビ
ームの減衰は、注目組織の１．３ｍｍを通るそれに匹敵する。この理由から、石
灰化に事実上相当する画素に対して計算されたｈ_int値は、非石灰化に相当する
画素に対するそれを遥かに超えると期待される。

【００８５】これに基づいて、改善方法はｖ_intで表される「注目組織体積」を使用し、こ
れは乳房組織の質量内に存在する注目組織の全量を表す。ｖ_intは、画像上で注
目領域にわたってｈ_intから計算することができる。いま、乳房組織の小体積Ｂ
のｖ_int値を考える。なおこの小体積の実体積はｖ_actである。もしＢ内に石灰化
がないならば、ｖ_intはｖ_actによって上掲に束縛されるはずである。しかしなが
ら、もしＢが石灰化であるならば、計算したｖ_intはｈ_intモデルの基本的仮定を
破るためにｖ_actを超えるであろう。ｖ_int対ｖ_act比にしきい値を設けることは
、石灰化を他の乳房組織から鑑別することを可能とする。この比は、変動撮影条
件にも石灰化が投影される異なった組織背景にも支配されない。これは、ほとん
どの他の石灰化検出アルゴズムが使用する画像コントラストとは際立って異なる
。

【００８６】乳房造影図の候補領域は、例えば、弱いコントラスト制約を満足するかつさほ
ど大きくない領域にセグメント化することができる。もちろん、石灰化は、それ
の上方と下方に他の乳房組織を有しており、この組織は乳房造影図の投影性質が
理由で画像に寄与する。この寄与は、（候補領域を取り囲むｈ_int値から）背景
ｈ_intを推定しかつそれを減算することによって除去される。次いで、ｖ_intを計
算することができる。ｖ_actの推定はより困難であり、かつ、これを行うために
、候補微小石灰化がだ円断面を有するので、その体積を画像内へのその投影から
推定できるという発見的仮定（ｈｅｕｒｉｓｔｉｃａｓｓｕｍｐｔｉｏｎ）を
立てる。

【００８７】初期の実験的研究では、７つの異なった乳房造影図から取られた合計２０画像
サンプルが使用された。それらの画像は、画素当たり５０μｍの解像度にディジ
タル化される。それら２０サンプルに全部で２７微小石灰化があり、これらのサ
ンプルの各々が少なくとも１つの微小石灰化を含む。ｖ_ratio ^intしきい値を３に
設定するとき、１００％真陽性率が画像当たり０偽陽性で以て得られる。そのア
ルゴリズムは、放射線医が実石灰化か非石灰化かどうか決定的にマークできない
４つの他の領域を検出する。

【００８８】それらの結果は、単にグレイ・レベル・コントラストにしきい値を設けること
によって得られた結果と比較された。ＲＯＣ分析は、この方法が、小さいサンプ
ルについても、より高い感度とより良好な特異性（ｓｐｅｃｉｆｉｃｉｔｙ）の
両方を達成することを示す。図１４は、低コントラスト微小石灰化を検出するこ
とを企図する典型的コントラスト・ベース検出器を上掲の改善された方法と比較
する例を示す。すなわち、（ａ）原画像は２つの微小石灰化を有する、（ｂ）体積比アルゴリズムを使用する検出結果：両石灰化を成功裡に検出
する。（ｃ）グレイ・レベル・コントラストを使用する検出結果：右にあるより
不明瞭な石灰化を見逃す。

【００８９】それゆえ、本発明のグレア除去プロセスは、雑音に相当する多くの偽陽性の除
去を可能とする。図１５は、画像ショット雑音を含む画像サンプルを示す。すな
わち、（ａ）１つの微小石灰化を有する原画像及びその画像にわたって散乱した多
数の画像ショット雑音点、それらのうち画像の底近くに水平に横たわるものが非
常に目立つ。（ｂ）体積比アルゴリズムを使用する検出結果：ショット雑音に相当する
領域を除去しかつ実石灰化だけをマークする。（ｃ）グレイ・レベル・コントラストを使用する検出結果：画像ショット
雑音を石灰化として過ってマークする。

【００９０】コントラストに基づくアルゴリズムは、このような偽陽性を排除するのは困難
である。それゆえ、ｈ_int表示、明示的石灰化にかかわらず、本発明の体積比ア
ルゴリズムは、石灰化を検出するのにかつショット雑音に因る疑似陽性を鑑別す
るのに有効である。

【００９１】（陽極ヒール効果）ｈ_intの計算の改善に戻ると、次のステップは、ステップ（５）における陽極
ヒール効果を補正することである。

【００９２】（ｘ，ｙ）における入射エネルギーの主成分は、その画素上へ投影された組織
の体積への入射フォトンの数に正比例する。

【００９３】

【数１５】

【００９４】ここに、最終項は、フォトンの合計数に無関係である式（２）の部分を表すため
に使用される（ｎｄは無関係を表す）。Ｘ線エネルギーは同じままであると、し
かしフォトンの合計数φ（Ｖ_t，ｘ，ｙ）は陽極ヒール効果と発散ビームに因り
（ｘ，ｙ）と共に変化すると仮定する。画素（ｘ，ｙ）における散乱成分は、そ
の周囲近隣の乳房組織に入りつつあるＸ線フォトンからほとんどくる。この近隣
はそれにわたっての陽極ヒール効果を無視することを許すように充分に小さいの
で、散乱成分は（ｘ，ｙ）において入射放射にまた正比例する。

【００９５】

【数１６】

【００９６】付与された合計エネルギーは主成分と散乱成分の和であるので、式（３）と（
４）は、次を与える。

【００９７】

【数１７】

【００９８】入射フォトン束は陽極の下で最大であり、この点におけるフィルム上の位置を
（ｘ_a，ｙ_a）としよう。目的は、Ｅ^imp（ｘ，ｙ）をあたかもこの入射フォトン
束からであるようにＥ^imp（ｘ，ｙ）を変化させることである。

【００９９】

【数１８】

【０１００】２つのフォトン束の比を計算する必要がある。特定システムに対する陽極ヒー
ル効果を決定するために、かつそれゆえその比を計算するために、物体の存在な
しでＸ線露出を遂行し、これは見掛け「ブランク・フィルム」を与える。例えば
、そのフィルム上の９点をサンプルすることができる。スクリーンへ付与された
エネルギーは、主成分からほとんどくる。というのは、散乱材料がないからであ
る。

【０１０１】

【数１９】

【０１０２】フォトンの数に無関係な信号の部分どうしは等価である（物体がない）から、
次を与えることに注意。

【０１０３】

【数２０】

【０１０４】これを式６に代入することによって、陽極ヒール効果の補償が許される。

【０１０５】（圧縮乳房厚さの推定）この方法における重要なステップは、圧縮乳房厚さＨの推定である。これは、
ｈ_intの精確計算に必要であるが、しかしまた単位体積当たり放射線量を検査す
るのに及び診断に重要である乳頭の位置を発見するのに有効である。

【０１０６】多くの最近の乳房撮影システムは、アナログ又はディジタル厚さ計を内蔵して
いるが、しかしそれらの正確さ及び精確度が現在不足している。臨床診療（ｃｌ
ｉｎｉｃａｌｐｒａｃｔｉｃｅ）では、ほとんどの現存システムはこのような
インジケータ（ｉｎｄｉｃａｔｏｒ）を持たない。

【０１０７】本発明のこの態様は、上掲の画像処理技術とモデリング技術を使用して、乳房
造影図から圧縮乳房厚さを推定する堅牢かつ精確な方法を用意する。この推定は
、「乳房縁」、すなわち、乳房の厚さが着実にゼロに減少している所の各乳房の
周りの脂肪性エリアの存在に基づいている。画像処理を使用してそのエリアを決
定することは、管電圧及び露出時間のような校正データが知られているとき、乳
房厚さを推定するのに充分なデータを提供する。その技術を先に取った乳房造影
図にまた応用することができる。

【０１０８】乳房撮影中、乳房は２つのおそらく平行な平坦圧縮板間で圧縮される。圧縮は
乳房を広げさせるので、板のほとんどにわたって乳房は等しい厚さになる。しか
しながら、乳房縁に向けて、乳房は風船のようにふくらみ、真っすぐに垂直な縁
はない。図１６は、これを概略的に示す。このふくらみは、乳房縁と名付けるも
のである。

【０１０９】乳房組織は、繊維組織の２つの層、すなわち、筋肉の上に横たる深層、及び皮
膚の下の非常に薄い表層に包まれている。表層は、０．５から２．５ｃｍの皮下
脂肪又は乳輪組織（ａｒｅｏｌａｒｔｉｓｓｕｅ）によって皮膚から分離され
ている。それら層を皮膚に連結しているのは細い繊維性靭帯（クーパー靭帯（Ｃ
ｏｏｐｅｒ’ｓｌｉｇａｍｅｎｔ））である。これから、ここに乳房縁と称す
るものは脂肪で全体的に構成されていると仮定するのは合理的である。もっとも
、局在領域、特に乳頭の近くと靭帯の近くでは、これは厳密にはいえない。図１
７は、頭尾乳房造影図の概略を示す（基準化してない）。左図は乳房を示すのに
対して、右図は乳房造影図である。網掛けエリアは、注目組織の体積を表す意味
を持つ。文字Ｅによって表された弧は、Ｘ線源から見て乳房縁の右にある、すな
わち、Ｘ線源からのＸ線はＥに達する前に乳房に正接する。Ｅに沿うどこにおい
てもＸ線の非常に僅かな減衰しかない。文字Ｄによって表される弧に沿って、Ｅ
におけるよりも厚い組織があるが、しかし依然僅かな減衰しかない、というのは
、これは乳房縁であり、乳房組織のほとんどは脂肪であるからである。弧Ｃに沿
うと、Ｈｃｍの脂肪があるので、Ｘ線の減衰は極めて大きいが、しかしそれはこ
の弧に沿って依然均一である。これは弧ＡとＢについては変わり、ここでは、組
織の異種混合がある。これらの弧に沿うＸ線減衰は、Ｈｃｍの脂肪に因る減衰か
らほとんどＨｃｍの注目組織に因るそれへと変動し得る。

【０１１０】乳房厚さＨを決定するこの方法は、乳房の内部から投影乳房縁を境することに
基づいている、すなわち、図１７の弧ＣとＥを決定することである。乳房は、フ
ィルム密度に基づいて滑らかな弧Ｅを決定するために背景からセグメント化する
ことができる。次いで、Ｅ上の画素よりも僅かに輝いている全ての画素をマーク
して他の滑らかな曲線を得る。というのは、これは依然均一乳房縁内にあるから
である。これは、弧Ｄであってもよい。最終的に弧Ｃに達するが、これは依然滑
らかである。というのは、それは均一乳房縁領域内に確かにあるからである。も
し画素が続けてマークされそれらが僅かに暗さが減るならば、乳房の内部の画素
をマークし始める。これらはどこにでもありかつ極めて多数であり得るであろう
。というのは、内部は組織の異種混合であるからである。それゆえ、乳房の内部
を境する弧（弧Ｃ）は滑らかな等強度曲線の極値である。このモデルから、弧Ｃ
とＸ線源との間の乳房組織はＨｃｍの脂肪を含むことがまた明らかである。それ
ゆえ、もしＣを見付けることができ、かつ乳房撮影プロセスの良好なモデルが与
えられるならば、Ｃに沿う画素値は、Ｃに沿う画素とＸ線源との間に存在してい
るに違いない脂肪の量を推定するために使用することができ、それゆえ乳房厚さ
Ｈを与える。

【０１１１】乳房内部を境する曲線を見付けかつ次いで乳房厚さを推定することへの２つの
可能なアプローチがある。１つは、ディジタイザによって作成された原画素を使
用することによって滑らかな曲線を見付けることである。次いで、予測画値が滑
らかな曲線上に見付けた画素値と一致するまで、異なった乳房厚さを使用して、
撮影プロセスを模擬する。第２アプローチは、乳房厚さの粗初期推定を取りかつ
次いでｈ_int表示を発生することである。ｈ_int表示の分析は、いかに乳房厚さの
推定を変化させるべきかの決定を可能とする。精確乳房厚さを使用してｈ_int表
示を発生するとき、投影乳房縁内には非常に僅かの減衰しかないのでその領域内
にはＨｃｍの脂肪はまさに有り得ないことが判る。これらの領域に対しては、ｈ _int をゼロに設定し、かつ次いで脂肪のどんな厚さがそれだけで観察した減衰を
与えるか決定する。図１８は、ｈ_int＝０を有する画素をマークすることによっ
て見付けた乳房縁の或る例を示す。輝く白いエリアは、いわゆる乳房縁を表す。
これは、乳房がその一定厚さＨから減少し始める所であり、その減衰はＨｃｍの
脂肪のものではもはや充分でない。投影乳房縁領域の内側縁は、数学的に極めて
滑らかである。圧縮板傾斜（典型的に胸壁から乳頭まで最高０．５ｃｍ）に対す
る補償は、単一エネルギー・モデリング仮定を使用して乳房撮影法画像を調節す
ることによって乳房に脂肪のくさびを実効的に付加することで以て遂行される。

【０１１２】Ｈを決定する方法は、乳房厚さの過小推定で以て開始しかつｈ_int表示を計算
することである。ｈ_fat＝Ｈ、ｈ_int＝０を有する画素をマークしかつそれらの画
素を表す曲線がいかに粗であるかの計量を計算する（下を見よ）。初期的に、ｈ _int 値は高過ぎかつｈ_int＝０を持つ画素はない。Ｈが増大するに連れて、ｈ_int
＝０を持つ画素が次第に多く検出されかつこれらの画素は滑らかな曲線を表すこ
とになる。これは、粗計量がより粗な曲線を表示するように劇的に立ち上がる点
に内部乳房領域が達するまで、続く。

【０１１３】原画像内の画素値をまさに使用しかつ等強度曲線を捜すのではなく、上のよう
に計算を遂行することは、より高い精確度を許す。というのは、Ｈを散乱かつ焦
点外放射を予測するために使用することができるからである。それはまた、その
アルゴリズムが適正に働いているかの検査を可能とする。例えば、ｈ_int＞Ｈを
有する多くの点で以て開始すると、Ｈの値は余りにも低く、かつそれを小ステッ
プにおいてではなく劇的に増大させるはずである。他の例は、もし乳房の２０％
より多くが投影乳房縁内にあると判るならば、Ｈは余りにも増大している。図１
９は、Ｈが変動するに連れての乳房縁の実例を示す。これは、ｈ_int＝０の所で
ある輝く白い乳房縁に対してを除き輝度がｈ_intに比例する画像を示す。試みた
乳房厚さは、各画像の上にマークされる。第１値、３．４ｃｍは余りにも低い−
乳房縁はない。第２値５．４ｃｍはほぼ正しい−実質的乳房縁かつ滑らかな内部
縁がある。最後の２つの推定は余りにも高い−投影乳房縁は破れてぎざぎざにな
る。

【０１１４】粗さの計算については、乳房厚さが増すに連れて、補正値の結果として計量に
大きな飛躍が期待される。図２０で、Ａ−Ｅとマークされた曲線は、理想的には
右に示したような粗さ計量を有することになる。

【０１１５】このような粗さ計量に対するいくつかの可能性があるが、しかし本発明におけ
るアプローチはその曲線のフラクタル（ｆｒａｃｔａｌ）特性を使用することで
ある。フラクタル曲線は、２つのパラメータ、すなわち、フラクタル次元（ｆｒ
ａｃｔａｌｄｉｍｅｎｓｉｏｎ）とＤ次元（Ｄ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎ）を有し
、かつ画像テクスチャを推定するには後者がより信頼があり、安定でかつより良
い弁別性を与える。Ｄ次元を推定する技術、すなわち、形態学的処理（ｍｏｒｐ
ｈｏｌｏｇｉｃａｌｏｐｅｒａｔｉｏｎ）に基づいている「カバーリング・ブ
ランケット（ｃｏｖｅｒｉｎｇｂｌａｎｋｅｔ）」が使用される。その計量を
計算するために、ｈ_int＝０曲線から２つの更に曲線を、すなわち、１つはｈ_int ＝０を開くことから及び１つはそれを閉じることから作り出す（図２１を見よ）
。開く操作は元のものよりも滑らかなより小さい曲線を作り出すのに対して、閉
じる操作は元のものよりも滑らかなより大きい曲線を作り出す。これら２つの曲
線の間に挟まれたエリアは粗さの計量である。すなわち、エリアが広いほど曲線
は粗い。５画素×５画素ディスクが我々の形態学的処理オペレータとして使用さ
れ、かつ厚さ推定は３００ミクロン解像度画像上で遂行される。

【０１１６】それらの曲線間のエリアは粗さに関係しているが、それは曲線の全長にもまた
直接関係しており、かつ曲線の長さで除されることによって無次元にされる。全
てこれらの考察を計算に入れると、粗さとは、ｈ_int＝０の閉じと開きによって
閉じ込められた画素の数をｈ_int＝０曲線上の画素の数で除したものである。こ
の計量が１．３のしきい値の上へ増すとき、Ｈの増大は停止する。

【０１１７】乳房厚さのこの推定において、内部乳房領域を境する滑らかな曲線を検出する
。画像内のクーパー靭帯の存在は、極めて稀であって、曲線の或る１つのセクシ
ョンだけに影響し、総合粗さ計量には僅かしか影響しない。乳頭の周りの組織の
高くなっている密度は、その曲線が半円でなくて、より不規則な形状でありしか
もなお滑らかであることをまさに意味する。全く、曲線がやや規則的でないとい
う事実は、乳頭の位置を検出するために使用することができる。

【０１１８】校正データと画像から乳房厚さの初期（過小）推定を形成するいくつかの方法
がある。１つの方法は胸壁の近くに低散乱がありかつ乳房は脂肪性である傾向が
あるという事実を利用し、それでｈ_int＝０、ｈ_fat＝Ｈと仮定することができる
。付与されたエネルギーからＨを推定することができる。他の方法は、乳房縁の
近くに純粋脂肪がありかつ或る公称高散乱対主比（ｈｉｇｈｓｃａｔｔｅｒ−
ｔｏ−ｐｒｉｍａｒｙｒａｔｉｏ）を仮定することである。他の方法は、乳房
の外側にあることが知れているフィルム密度と校正データを使用して乳房厚さの
初期値を推定することであり、これは実乳房厚さの過小推定を常に与える。

【０１１９】その方法が実際に有り得ない乳房厚さに試みているのでないことを検査するた
めに乳房厚さへの限界をまた推定することができる。Ｈの下限は、乳房画像内に
現れる最小減衰に関係している。このような低減衰を達成するには、乳房組織の
或る最小厚さを要求する。もし乳房組織が非常に低い脂肪内容を有するのでｈ_in _t ＝Ｈ（すなわち、大きく減衰する）ならば、最小可能なＨが起こる。Ｈの上限
は、最大減衰を使用しかつ乳房がほとんど全て脂肪であると考えることを除き上
と同じように正確に決定することができる。

【０１２０】序論で触れたように、散乱放射は、発表された技術を使用してかつステップ（
７）を達成して推定することができ、次いで、焦点外放射をステップ（８）で除
去しなければならない。

【０１２１】この実施の形態で、焦点外放射は、上掲のＨ推定内に見付けられた「内側投影
乳房縁」を使用することによって見付けられる。

【０１２２】焦点外放射は、曇り日の太陽からの光と同じく多くはランダムな方向に走行し
かつ等しく全方向から増感スクリーン上の１点に到着すると仮定する。もし或る
曲線Ｃに沿う乳房の組成が知られているならば、Ｃに沿う期待主成分と散乱成分
は推定することができる。Ｃに沿う焦点外成分は、付与された既知の合計エネル
ギーからそれら推定した成分を減算することによって見付けることができる。

【０１２３】

【数２１】

【０１２４】次いで、この値を画像全体にわたって外挿する。

【０１２５】上に述べたように、使用した曲線Ｃは、「内側投影乳房縁」である。これは、
脂肪でありかつ乳房が湾曲を開始する所である圧縮乳房縁の周りの乳房組織であ
る。図３はこれを絵図的に示す。図３で、ほとんどのＸ線放射は焦点からくるこ
とが判る。しかしながら、或る焦点外放射は散乱するので、それはフィルム−ス
クリーンに達しかつ最終画像に寄与する。乳房縁は湾曲しているから、低い角度
で到着するフォトンＢ１はフィルム−スクリーンに容易にアクセスを取り、それ
ゆえ最終画像に顕著なインパクトを与える。次では、乳房縁は、脂肪でありかつ
乳房厚さがＨからゼロに向けて減る所である乳房の体積であると定義される。乳
房造影図上で、このエリアは図３の上右に示したように内側曲線３Ａと外側曲線
３Ｂによって描くことができ、かつこれらはＨの計算について上に説明した技術
を使用して計算することができる。

【０１２６】内側曲線は曲線Ｃとして使用され、かつ乳房縁は全体的に脂肪で構成されかつ
半円であるとしてモデル化される。この仮定を使用して、いずれの点間のかつ焦
点外放射がそこからくると認められる所の組織の厚さを計算することができ、し
たがってこれを焦点外放射推定を調節するために使用する。

【０１２７】図２２は、使用した座標系を示す。（Ｘ，Ｙ，Ｚ）は点の三次元座標として使
用され、Ｘ軸は胸壁に沿い、Ｚ軸は胸壁に直角であり、及びＹはＸ線源に向かう
垂直軸である。（ｘ，ｚ）は、二次元画像面内の点である。乳房が存在しないと
き、（ｘ，ｚ）におけるフィルム−スクリーン組合わせは、全方向（θ，ρ）か
ら同じ焦点外放射を受けると仮定する。ρは方位角、θは仰角と名付けられ、及
びＥ^imp _extraは「焦点外定数（ｅｘｔｒａ−ｆｏｃａｌｃｏｎｓｔａｎｔ）」
、すなわち、いずれかの方向からの（ｘ，ｙ）への入射エネルギーである。

【０１２８】乳房が存在しなかったとしたならば、焦点外放射に因りスクリーンに付与され
たエネルギーは画像を横断して一定であると仮定することができる。乳房が存在
すると、焦点外放射はいずれかの走行経路に沿って存在する乳房組織のその量に
よって減衰される。

【０１２９】乳房組織の量は乳房縁のモデルを使用して推定されかつ乳房が存在していなか
ったとしたならば付与されているであろう定数Ｅ^imp _extraは計算される。

【０１３０】各画素（ｘ，ｙ）において、格子を使用するとき付与されるエネエルギーを次
を使用して近似することができる。

【０１３１】

【数２２】

【０１３２】ここに、Ｔは散乱防止格子を通る伝達であり、かつスクリーンは、角にかかわら
ず、このスクリーンに達する全てのフォトンを吸収すると仮定する。分析を簡単
にするために、フォトン・エネルギーεを扱う単一エネルギーの場合を扱う。物
体が存在しないときいずれかの点において増感スクリーンに付与された合計焦点
外放射は、次によって与えられる。

【０１３３】

【数２３】

【０１３４】 μｈ（ｘ，ｚ，θ，ρ）を角θ，ρから点（ｘ，ｚ）への経路に沿う乳房に因
る減衰であるとしよう。

【０１３５】

【数２４】

【０１３６】ただし、εは関連フォトン・エネルギー。焦点外放射に因る付与されたエネルギ
ーは、ベールの法則を使用して、散乱を無視して、乳房が存在しているときに対
して、

【０１３７】

【数２５】

【０１３８】問題を分析的に究明するためには、この式を簡単化しなけれならない。これは
、問題が本質的に一次元になるように、まず方位角ρの周りの対称性を仮定する
ことによって行われる。

【０１３９】

【数２６】

【０１４０】Ｅ^emp _extraは、下に説明するように、乳房の適当なモデルと乳房形状を使用し
て各Ｘ線に沿う減衰と共に推定される。問題は、更に小さくすることができる。
というのは、π／２＜θ＜πは乳房と物体の全厚さがある所の胸壁からくる焦点
外放射の角を表すのでその寄与が最小であると仮定されるからである。更になお
、焦点外放射に対して乳房の最も重要な部分は乳房縁でありかつそれはまさに脂
肪であると考えることができるので、式は更に簡単化することができる。

【０１４１】

【数２７】

【０１４２】この式で、ｈ_fat（ｘ，ｚ，θ）、すなわち、いずれかの方向に沿ってのいず
れかの点からの脂肪の厚さは、下に説明するように計算される。図２２の座標系
を使用して、乳房縁の形状は半円であると考えられる。方位角に関して回転対称
であるという仮定を除いて一般性を失わないで、Ｘ＝０かつＺは胸壁に直角であ
る一次元の場合を取り扱うので、乳房縁は次によって表すことができる。

【０１４３】

【数２８】

【０１４４】ここに、ａ＝Ｈ／２とＺ₀は、内側乳房縁の縁、すなわち、Ｚ₀＝Ｚ−Ｚ_edgeに対
するＺ座標である。図２３は、乳房の内側２つの場合を示す。場合Ａ１は、０＜
θ＜θ_Hの角に対して乳房と乳房縁の両方を通して走行するＸ線を示し、ここに
θ_H＝ｔａｎ^-1Ｈ／｜Ｚ₀｜であり、焦点外放射線は乳房組織厚さと乳房縁組織厚
さを通して走行しなければならないので、

【０１４５】

【数２９】

【０１４６】かつＺ_intersectは、放射線と乳房縁の交点であって、これは次で起こり、

【０１４７】

【数３０】

【０１４８】ここに、ｍ＝ｔａｎθかつｃ＝Ｚ₀ｔａｎθである。場合Ａ２を満足する点に対
しては、焦点外放射線の或るものは均一乳房厚さ内にある組織を通してまた或る
ものは乳房縁エリアを通してくることになる。これらの放射線はθ_Hないしπ／
２からでありかつ乳房厚さは単に、ｈ_fat（θ）＝Ｈ／ｓｉｎθである。ｈ_int＝
０線の外側には、画素（ｘ，ｚ）への自由見通しを有する角がある。図２３の場
合Ｂ１を見よ。事実、これらの角は０ないしθ_limitであって、ここにθ_limitは
その画素を通る乳房曲線への正接の角である。要求されている点（Ｚ₀，０）を
通過する乳房の下半分への正接は、その点を通過する。

【０１４９】

【数３１】

【０１５０】それであるから、０＜θ＜θ_limitに対して、ｈ_fat（θ）＝０である。図２３
の場合Ｂ２は、注目の角の或るものに対して、Ｘ線経路は乳房縁を純粋に通る。
いま、乳房縁半円とのＸ線の２つの交点、すなわち、（Ｚ_intersect1，Ｙ_inters _ect1 ）と（Ｚ_intersect2，Ｙ_intersect2）が必要である。

【０１５１】これら２つのＺ座標は、次で与えられる。

【０１５２】

【数３２】

【０１５３】ただし、ｍ＝ｔａｎθ、ａ＝Ｈ／２、及びｃ＝−ｔａｎθＺ₀である。それゆえ
、

【０１５４】

【数３３】

【０１５５】これらの厚さを使用して、基礎焦点外方程式（７）を次のように書き直すこと
ができる。

【０１５６】

【数３４】

【０１５７】ここに、θ_limitは、乳房縁曲線への正接の角でありかつ場合Ａ１とＡ２に対し
てゼロである。

【０１５８】式（８）から焦点外放射を最終的に計算するためには、定数Ｅ^imp _extraを推定
する必要がある。投影乳房縁の位置が仮定され、かつ乳房を全て脂肪であると仮
定されるから、ｈ_int＝０かつｈ_fat＝Ｈを有する或る曲線の位置が仮定される（
図３の内側曲線）。それゆえ、その曲線に沿う主成分と散乱成分を推定すること
ができ、及びそれらの値を合計エネルギーから減算することによってその曲線に
沿う焦点外成分を見付けることができる。焦点外成分のまさに１つの値を知るこ
とによって、次のように定数Ｅ^imp _extraの計算が許される。

【０１５９】ｈ_int＝０かつｈ_fat＝Ｈを有する曲線をＣ_hint=0としよう。その曲線の位置は
乳房縁から知られるから、焦点外成分の推定は

【０１６０】

【数３５】

【０１６１】散乱推定は本方法のステップ（７）に由来し、Ｅ^imp _pseは画像に由来し、及び
Ｅ^imp _pはｈ_int＝０かつｈ_fat＝Ｈであることを知ることに由来する。Ｃ_hint=o曲
線に沿うＥ^imp _eの平均とθ_limit＝０と置いた式（８）は、次の定数を決定する
。

【０１６２】

【数３６】

【０１６３】それゆえ、焦点外成分及び合計放射の焦点外である百分率を計算することがで
きる。図２４は、このようにし計算した焦点外成分の２つの例を示す。それらは
、期待したように、焦点外放射が乳房縁で高いが、しかし乳房の内側で急速に落
ち乳房が充分に大きいならばゼロに落ちることを示す。

【０１６４】上掲の全ての仮定を例に組み入れると、計算した百分率は、焦点外放射が合計
放射の６〜１０％程度のものであることを表示する。これは、焦点外成分が合計
放射の最高１５％までをなし得ると言明する他の方法でなされた推定の低い側に
あるが、しかし合理的であると思われる。

【０１６５】（ｈ_intの計算）ｈ_int表示は、図５に示したそれのようなｈ_int表面を作成するためにステップ
（９）と（１０）を適用することによって見付けることができる。実用には、ス
テップ（６）から（１０）を使用してｈ_intの第１値を計算し、次いで、ｈ_intの
最良値を見付けるまで乳房厚さＨに関する改善仮定を用いてこれらのステップを
繰り返す。

【図面の簡単な説明】

【図１】在来のスクリーン−フィルム乳房撮影システムの概略図である。

【図２】典型的散乱防止格子の概略図である。

【図３】焦点外放射の経路を示すコリメータの概略図である。

【図４】増感スクリーンとフィルムの概略図である。

【図５】乳房造影図のｈ_int表面を示す図である。

【図６】フィルム−スクリーン特性曲線を示すグラフ図である。

【図７】フィルム−スクリーン特性曲線をプロットした例を示すグラフ図である。

【図８】増感スクリーン・グレアに対して乳房造影図を補償する効果を示す図である。

【図９】確認されたショット雑音を含む２つのフィルム密度プロファイルを示すグラフ
図である。

【図１０】元のエネルギー・プロファイルとグレア補償後のエネルギーを示す図である。

【図１１】ファントム内の雑音検出の例を示す図である。

【図１２】実乳房映像図上の雑音検出の例を示す図である。

【図１３】実乳房映像図上の雑音検出の更に他の例を示す図である。

【図１４】低コントラスト石灰化の検出を例示する図である。

【図１５】ショット雑音を含む画像サンプルを示す図である。

【図１６】圧縮乳房の断面を概略的に例示する図である。

【図１７】頭尾乳房造影図の概略図である。

【図１８】乳房縁の例を示す図である。

【図１９】変動Ｈを持つ乳房縁の例を示す図である。

【図２０】乳房厚さの推定に使用される粗さ計量を示す図である。

【図２１】乳房厚さの推定に使用される粗さ計量を示す図である。

【図２２】焦点外補償に使用された座標系を示す斜視図である。

【図２３】焦点外放射が走行する乳房組織の厚さを例示する図である。

【図２４】放射の焦点外成分の２つの例を示す図である。

【図２５】或るフィルム・ディジタイザの変調伝達関数を示すグラフ図である。

【図２６】りん内の光減衰率の異なった値に対する増感スクリーンの変調伝達関数を示す
グラフ図である。

【図２７】りん内のＸ線減衰率の異なった値に対する増感スクリーンの変調伝達関数を例
示するグラフ図である。

【図２８】２つの異なったスクリーン厚さに対する点拡がり関数を示すグラフ図である。

【図２９】異なったスクリーン厚さの２つの増感スクリーンの変調伝達関数を例示するグ
ラフ図である。

【図３０】Ｘ線フィルムと増感スクリーンとの間の異なったギャップに対する２つの増感
スクリーンの点拡がり関数を例示するグラフ図である。

【図３１】Ｘ線フィルムと増感スクリーンとの間の異なったギャップに対する２つの増感
スクリーンの変調伝達関数を例示するグラフ図である。

【図３２】点拡がり関数の計算用幾何学を例示する図である。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者ハイナム、ラルフイギリス国オックスフォード、パークスロード 19、ユニバーシティオブオックスフォード、ディパートメントオブエンジニアリングサイエンスＦターム(参考） 4C093 AA03 CA04 DA06 EB04 FD01 FD09 FD12 FF04 FF07 FF16 FF17 FF50 5B057 AA08 BA03 BA19 CA02 CA08 CA12 CA16 CB08 CB12 CB16 CE02 CE03 CE11 CH09

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】ディジタイザによって引き起こされた劣化に対してＸ線画像
のディジタル表示を補正する方法であって、前記ディジタル表示は前記画像の複
数の画素の各々についての画像密度の測定であり、前記測定は前記画像を照明し
、前記画像による光の減衰を測定し、かつ減衰光値から前記画像密度を計算する
ことによって得られ、前記方法は、前記ディジタル表示内の画素値から各画素に対応する前記減衰光の強度値を計
算するステップと、前記ディジタイザによって導入された前記劣化に対して補正するために前記強
度値に変調伝達関数を適用するステップと、補正した強度値を画像強度を表す値に逆戻り変換するステップとを含む方法。
【請求項２】請求項１記載の方法において、前記変調伝達関数はぼけとデ
ィジタル化アパーチャに対して補正する方法。
【請求項３】請求項１又は２記載の方法において、前記減衰光の強度Ｔ_l
はＴ_l＝Ｉ_lｘ１０^-Dとして計算され、ここにＩ_lは画像の照度でありかつＤは前
記ディジタル表示内の画像密度であり、かつ補正した強度値Ｔ_l'はＤ'＝ｌｏｇ
（Ｉ_l／Ｔ_l'）によって画像強度を表す値Ｄ'に逆戻り変換される方法。
【請求項４】ディジタイザによって引き起こされた劣化に対してＸ線画像
のディジタル表示を補正する装置であって、前記ディジタル表示は前記画像の複
数の画素の各々についての画像密度の測定であり、前記測定は前記画像を照明し
、前記画像による光の減衰を測定し、かつ減衰光値から前記画像密度を計算する
ことによって得られ、前記装置は、前記ディジタル表示内の画素値から各画素に対応する前記減衰光の強度値を計
算する計算手段と、前記ディジタイザによって導入された前記劣化に対して補正するために前記減
衰値に変調伝達関数を適用する補正手段と、補正した強度値を画像強度を表す値に逆戻り変換する変換手段とを含む装置。
【請求項５】請求項４記載の装置において、前記変換手段はぼけとディジ
タル化アパーチャに対して補正する装置。
【請求項６】請求項３又は４記載の装置において、前記計算手段は減衰光
の強度Ｔ_lをＴ_l＝Ｉ_lｘ１０^-Dとして計算し、ここにＩ_lは画像の照度でありかつ
Ｄは前記ディジタル表示内の画像密度であり、かつ補正した強度値Ｔ_l'はＤ'＝
ｌｏｇ（Ｉ_l／Ｔ_l'）によって画像強度を表す値Ｄ'に逆戻り変換される装置。
【請求項７】コンピュータ・システムによって読出し可能であり、ディジ
タイザによって引き起こされた劣化に対してＸ線画像のディジタル表示を補正す
るようにコンピュータを制御するコンピュータ・プログラムをコード化する前記
コンピュータ・プログラム記憶媒体であって、前記ディジタル表示は前記画像の
複数の画素の各々についての画像密度の測定であり、前記測定は前記画像を照明
し、前記画像による光の減衰を測定し、かつ減衰光値から前記画像密度を計算す
ることによって得られ、前記ディジタル表示内の画素値から各画素に対応する前記減衰光の強度値を計
算する計算するステップと、前記ディジタイザによって導入された前記劣化に対して補正するために前記減
衰値に変調伝達関数を適用するステップと、補正した強度値を画像強度を表す値に逆戻り変換するステップとを含む方法によって、前記補正する前記コンピュータ・プログラム記憶媒体。
【請求項８】請求項７記載のコンピュータ・プログラム記憶媒体において
、前記変調伝達関数はぼけとディジタル化アパーチャに対して補正するコンピュ
ータ・プログラム記憶媒体。
【請求項９】請求項７又は８記載のコンピュータ・プログラム記憶媒体に
おいて、減衰光の強度Ｔ_lはＴ_l＝Ｉ_lｘ１０^-Dとして計算され、ここにＩ_lは画像
の照度でありかつＤは前記ディジタル表示内の画像密度であり、かつ補正強度値
Ｔ_l'はＤ'＝ｌｏｇ（Ｉ_l／Ｔ_l'）によって画像強度を表す値Ｄ'に逆戻り変換さ
れるコンピュータ・プログラム記憶媒体。
【請求項１０】Ｘ線を受けかつＸ線フィルム上に記録される光を放出する
ために増感スクリーンを使用するＸ線撮影方法において、前記増感スクリーンに
付与されたエネルギーをフィルム画像密度から計算する方法であって、前記受けたＸ線の複数の異なった強度に対する前記フィルムと前記増感スクリ
ーンとの応答を測定することによって前記フィルムと前記増感スクリーンとを校
正するステップと、期待応答の理論モデルを測定した応答に適合させ、かつ前記画像密度から前記
付与されたエネルギーを計算するために前記適合させた理論モデルを使用するス
テップとを含む方法。
【請求項１１】請求項１０記載の方法において、前記論理的モデルはなる形のＳ字形曲線であり、ここにａとｂとは定数であり、ｘは前記増感スクリ
ーンに前記付与されたエネルギーの対数でありかつｙは前記画像密度である方法
。
【請求項１２】請求項１０又は１１記載の方法において、受けたＸ線の複
数の異なった強度に対する前記フィルムと前記増感スクリーンとの前記応答は前
記フィルムと前記スクリーンとの組合わせをルーサイト階段くさびを通してＸ線
に露出させかつ前記くさびの異なった階段を通しての前記露出によって生じた前
記画像密度を測定することによって測定される方法。
【請求項１３】Ｘ線を受けかつ前記Ｘ線フィルム上に記録される光を放出
するために使用される増感スクリーンに付与されたエネルギーを前記フィルムの
画像密度から計算する装置であって、受けたＸ線の複数の異なった強度に対する前記Ｘ線フィルムと前記増感スクリ
ーンとの期待応答の理論モデルを測定した応答に適合させる適合手段と、前記画像密度から前記付与されたエネルギーを計算するために前記適合理論モ
デルを使用する計算手段とを含む装置。
【請求項１４】請求項１３記載の装置において、前記論理的モデルはなる形のＳ字形曲線であり、ここにａとｂは定数、ｘは前記増感スクリーンに前
記付与されたエネルギーでありかつｙは前記画像密度である装置。
【請求項１５】コンピュータ・システムによって読出し可能であり、Ｘ線
を受けかつＸ線フィルム上に記録される光を放出するために使用される増感スク
リーンに付与されたエネルギーを前記Ｘ線フィルムの画像密度から計算するよう
にコンピュータを制御するコンピュータ・プログラムをコード化するコンピュー
タ・プログラム記憶媒体であって、受けたＸ線の複数の異なった強度に対する前記Ｘ線フィルムと前記増感スクリ
ーンとの期待応答の理論モデルを測定した応答に適合させるステップと、前記画
像密度から前記付与されたエネルギーを計算するために前記適合論理モデルを使
用するステップとを含む方法によって前記計算するコンピュータ・プログラム記憶媒体。
【請求項１６】請求項１５記載のコンピュータ・プログラム記憶媒体にお
いて、前記論理的モデルはなる形のＳ字形曲線であり、ここにａとｂは定数、ｘは前記増感スクリーンに前
記付与されたエネルギーの対数でありかつｙは前記画像密度であるコンピュータ
・プログラム記憶媒体。
【請求項１７】Ｘ線を受けかつＸ線上に記録される光を放出するために増
感スクリーンを使用するＸ線撮影方法であって、前記フィルム上に記録された画
像は前記フィルム上の画像密度の画素化ディジタル表示を与えるようにディジタ
ル化される前記撮影方法において、前記増感スクリーンからのグレアの前記画像
の前記ディジタル表示への寄与を除去するために前記画像の前記ディジタル表示
をエンハンスする方法であって、画像密度のディジタル表示を前記スクリーンに付与されたエネルギーの表示に
変換するステップと、前記増感スクリーンからのグレアの前記スクリーンに付与されたエネルギーの
前記表示への寄与を除去するために前記増感スクリーンに対する点拡がり関数を
定める重みマスクを使用して前記付与されたエネルギーの前記表示をたたみ込み
解除するステップとを含む方法。
【請求項１８】請求項１７記載の方法において、前記重みマスクは吸収サ
イトから近隣画素への距離だけ重付けされた前記近隣画素へ向けてのＸ線の吸収
点からの光の放出によって引き起こされた前記スクリーンに前記付与されたエネ
ルギーへの前記寄与を定める方法。
【請求項１９】請求項１８記載の方法において、前記重みマスクは前記増
感スクリーン内の前記吸収サイトの深さだけ更に重付けされた近隣画素へ向けて
のＸ線の吸収点からの光の放出によって引き起こされた前記スクリーンに前記付
与されたエネルギーへの前記寄与を定める方法。
【請求項２０】Ｘ線を受けかつＸ線フィルム上の画像として記録される光
を放出するために増感スクリーンを使用し、Ｘ線画像内のフィルム−スクリーン
・ショット雑音を検出する方法であって、前記フィルム上に記録された前記画像
は前記画像の画素化ディジタル表示を与えるようにディジタル化され、前記ディ
ジタル表示は次いで前記スクリーンに付与されたエネルギーの表示に変換され、
前記方法であって、請求項１７記載の方法に従って前記表示から前記増感スクリ
ーンからのグレアを除去することと、前記スクリーンに付与されたエネエルギー
に対して生じる値が実現不可能である前記画像の領域をフィルム−スクリーン・
ショット雑音として定めることとを含む方法。
【請求項２１】請求項２０記載の方法において、前記スクリーンに付与さ
れたエネルギーに対して生じる値が負値を有する前記画像の領域はフィルム−ス
クリーン・ショット雑音とし定められる前記画像の領域方法。
【請求項２２】請求項２０又は２１記載の方法において、前記画像は乳房
造影図である方法。
【請求項２３】Ｘ線を受けかつＸ線フィルム上に記録される光を放出する
ために増感スクリーンを使用しかつ前記フィルム上の画像密度の画素化ディジタ
ル表示を与えるように前記フィルムをディジタル化することによって得られたＸ
線画像のディジタル表示をエンハンスする装置であって、画像密度のディジタル表示を前記スクリーンに付与されたエネルギーの表示に
変換する変換手段と、前記増感スクリーンからのグレアの前記スクリーンに付与されたエネルギーの
前記表示への寄与を除去するために前記増感スクリーンに対する点拡がり関数を
定める重みマスクを使用して前記付与されたエネルギーの前記表示をたたみ込み
解除するたたみ込み解除手段とを含む装置。
【請求項２４】請求項２３記載の装置において、前記重みマスクは吸収サ
イトから近隣画素への距離だけ重付けされた前記近隣画素へ向けてのＸ線の吸収
点からの光の放出によって引き起こされた前記スクリーンに付与されたエネルギ
ーへの前記寄与を定める装置。
【請求項２５】請求項２４記載の装置において、前記重みマスクは前記増
感スクリーン内の前記吸収サイトの深さだけ更に重付けされた近隣画素へ向けて
のＸ線の吸収点からの光の放出によって引き起こされた前記スクリーンに付与さ
れたエネルギーへの前記寄与を定める装置。
【請求項２６】Ｘ線を受けかつＸ線上の画像として記録される光を放出す
るために増感スクリーンを使用することによって得られたＸ線画像内のフィルム
−スクリーン・ショット雑音を検出する装置であって、前記フィルム上に記録さ
れた前記画像は前記画像の画素化ディジタル表示を与えるようにディジタル化さ
れ、前記ディジタル表示は次いで前記スクリーンに付与されたエネルギーの表示
に変換され、前記装置であって、前記表示から前記増感スクリーンからのグレア
を除去する請求項２３又は２４又は２５記載の装置と、前記スクリーンに付与さ
れたエネエルギーに対して生じる値が実現不可能である前記画像の領域をフィル
ム−スクリーン・ショット雑音として定める手段とを含む装置。
【請求項２７】請求項２６記載の装置において、前記スクリーンに付与さ
れたエネルギーに対して生じる値が負値を有する前記画像の領域はフィルム−ス
クリーン・ショット雑音とし定められる装置。
【請求項２８】請求項２６又は２７記載の装置において、前記画像は乳房
造影図である装置。
【請求項２９】コンピュータ・システムによって読出し可能であり、Ｘ線
を受けかつＸ線フィルム上に記録される光を放出するために増感スクリーンを使
用することによって得られたＸ線画像のディジタル表示をエンハンスするように
コンピュータを制御するコンピュータ・プログラムをコード化するコンピュータ
・プログラム記憶媒体であって、前記フィルム上に記録された画像は前記フィル
ム上の画像密度の画素化ディジタル表示を与えるようにディジタル化され、前記
増感スクリーンからのグレアの前記画像の前記ディジタル表示への寄与の除去は
、画像密度のディジタル表示を前記スクリーンに付与されたエネルギーの表示に
変換するステップと、前記増感スクリーンからのグレアの前記スクリーンに付与されたエネルギーの
前記表示への寄与を除去するために前記増感スクリーンに対する点拡がり関数を
定める重みマスクを使用して前記エネルギーの前記表示をたたみ込み解除するス
テップとを含むコンピュータ・プログラム記憶媒体。
【請求項３０】請求項２９記載のコンピュータ・プログラム記憶媒体にお
いて、前記重みマスクは吸収サイトから近隣画素への距離だけ重付けされた前記
近隣画素へ向けてのＸ線の吸収点からの光の放出によって引き起こされた前記ス
クリーンに付与されたエネルギーへの前記寄与を定めるコンピュータ・プログラ
ム記憶媒体。
【請求項３１】請求項３０記載のコンピュータ・プログラム記憶媒体にお
いて、前記重みマスクは前記増感スクリーン内の前記吸収サイトの深さだけ更に
重付けされた近隣画素へ向けてのＸ線の吸収点からの光の放出によって引き起こ
された前記スクリーンに付与されたエネルギーへの前記寄与を定めるコンピュー
タ・プログラム記憶媒体。
【請求項３２】コンピュータ・システムによって読出し可能であり、Ｘ線
を受けかつＸ線上の画像として記録される光を放出するために増感スクリーンを
使用することによって得られたＸ線画像内のフィルム−スクリーン・ショット雑
音を検出するようにコンピュータを制御するコンピュータ・プログラムをコード
化するコンピュータ・プログラム記憶媒体であって、前記フィルム上に記録され
た前記画像は前記画像の画素化ディジタル表示を与えるようにディジタル化され
、前記ディジタル表示は次いで前記スクリーンに付与されたエネルギーの表示に
変換され、フィルム−スクリーン・ショット雑音の前記検出は請求項２９に従っ
て前記増感スクリーンからのグレアを前記表示から除去することと、前記スクリ
ーンに付与されたエネエルギーに対して生じる値が実現不可能である前記画像の
領域をフィルム−スクリーン・ショット雑音として定めることとを含むコンピュ
ータ・プログラム記憶媒体。
【請求項３３】請求項３２記載のコンピュータ・プログラム記憶媒体にお
いて、前記スクリーンに付与されたエネルギーに対して生じる値が負値を有する
前記画像の領域はフィルム−スクリーン・ショット雑音として定められるコンピ
ュータ・プログラム記憶媒体。
【請求項３４】請求項３２又は３３記載のコンピュータ・プログラム記憶
媒体において、前記画像は乳房造影図であるコンピュータ・プログラム記憶媒体
。
【請求項３５】乳房造影図から画像化乳房の圧縮厚さを計算する方法であ
って、乳房造影図内の等強度曲線の滑らかさを検出することによって非圧縮乳房
縁に相当する領域から圧縮されている乳房の部分に相当する領域を前記乳房画像
内に画定するステップを含む方法。
【請求項３６】請求項３５記載の方法であって、前記乳房縁から最も遠く
位置している滑らかな等強度曲線を検出するステップと、前記曲線に沿う強度か
ら該強度を与える前記乳房内の脂肪の厚さを計算するステップと、脂肪の前記厚
さから圧縮乳房の厚さを計算するステップとを更にを含む方法。
【請求項３７】請求項３５又は３６記載の方法であって、初期ステップと
して脂肪の厚さと前記乳房造影図内の各点に寄与する前記乳房の領域内の注目組
織の厚さとを表すｈ_int表示への前記乳房造影図の変換を含む方法。
【請求項３８】請求項３７記載の方法において、前記変換は前記圧縮乳房
厚さの過小推定に基づいて遂行され、前記変換は圧縮されている前記乳房の部分
に相当する領域と前記非圧縮乳房縁に相当する領域との間の滑らかな境が発見さ
れるまで前記圧縮乳房厚さの推定を逐次変化させることで以て繰り返される方法
。
【請求項３９】請求項３５から３８のいずれか１つに記載の方法において
、予め定められた滑らかさしきい値が前記滑らかな曲線を検出するために設定さ
れる方法。
【請求項４０】請求項３５から３９のいずれか１つに記載の方法に従って
前記画像化乳房の圧縮厚さを計算することによって焦点外放射の乳房造影図への
寄与を計算する方法であって、Ｘ線露出と放射の散乱の推定とから圧縮されてい
る前記乳房の部分に相当する領域と前記非圧縮乳房縁に相当する領域との間の境
に沿っての前記乳房造影図内の期待強度を計算し、かつ前記期待強度を前記乳房
造影図内の実強度と比較する方法。
【請求項４１】乳房造影図から画像化乳房の圧縮厚さを計算する装置であ
って、前記乳房造影図内に等強度曲線の滑らかさを検出することによって圧縮さ
れている乳房の部分に相当する領域を非圧縮乳房縁に相当する領域から前記乳房
造影図内に画定する手段を含む装置。
【請求項４２】請求項４１記載の装置であって、前記乳房縁から最も遠く
位置している滑らかな等強度曲線を検出する手段と、前記曲線に沿う強度から該
強度を与える前記乳房内の脂肪の厚さを計算し、かつ脂肪の前記厚さから圧縮乳
房の厚さを計算する計算手段とを含む装置。
【請求項４３】請求項４１又は４２記載の装置であって、脂肪の厚さと前
記乳房造影図内の各点に寄与する前記乳房の領域内の注目組織の厚さとを表すｈ _int 表示に前記乳房造影図を変換する変換手段を含む装置。
【請求項４４】請求項４３記載の装置において、前記変換手段は最初に前
記圧縮乳房厚さを過小評価し、かつ圧縮されている前記乳房の部分に相当する領
域と前記非圧縮乳房縁に相当する領域との間の滑らかな境が発見されるまで前記
圧縮乳房厚さの推定を逐次変化させることで以て前記変換を繰り返す装置。
【請求項４５】請求項４１から４４のいずれか１つに記載の装置において
、予め定められた滑らかさしきい値が前記滑らかな曲線を検出するために設定さ
れる装置。
【請求項４６】焦点外放射の乳房造影図への寄与を計算する装置であって
、画像化乳房の圧縮厚さを計算する請求項４１から４５のいずれか１つに記載の
装置を含み、かつＸ線露出と放射の散乱の推定とから圧縮されている前記乳房の
部分に相当する領域と前記非圧縮乳房縁に相当する領域との間の境に沿っての前
記乳房造影図内の期待強度を計算する計算手段と、前記期待強度を前記乳房造影
図内の実強度と比較する比較手段とを更に含む装置。
【請求項４７】コンピュータ・システムによって読出し可能であり、乳房
造影図内の等強度曲線の滑らかさを検出することによって非圧縮乳房縁に相当す
る領域から圧縮されている乳房の部分に相当する領域を前記乳房画像内に境する
ステップを含む方法によって乳房造影図から画像化乳房の圧縮厚さを計算するよ
うにコンピュータを制御するコンピュータ・プログラムをコード化するコンピュ
ータ・プログラム記憶媒体。
【請求項４８】請求項４７記載のコンピュータ・プログラム記憶媒体にお
いて、前記方法は前記乳房縁から最も遠く位置している滑らかな等強度曲線を検
出するステップと、前記曲線に沿う強度から該強度を与える前記乳房内の脂肪の
厚さを計算するステップと、脂肪の前記厚さから圧縮乳房の厚さを計算するステ
ップとを更に含むコンピュータ・プログラム記憶媒体。
【請求項４９】請求項４７又は４８記載のコンピュータ・プログラム記憶
媒体において、前記方法は初期ステップとして脂肪の厚さと前記乳房造影図内の
各点に寄与する前記乳房の領域内の注目組織の厚さとを表すｈ_int表示への前記
乳房造影図の変換を含むコンピュータ・プログラム記憶媒体。
【請求項５０】請求項４９記載のコンピュータ・プログラム記憶媒体にお
いて、前記変換は前記圧縮乳房厚さの過小推定に基づいて遂行され、前記変換は
圧縮されている前記乳房の部分に相当する領域と前記非圧縮乳房縁に相当する領
域との間の滑らかな境が発見されるまで前記圧縮乳房厚さの推定を逐次変化させ
ることで以て繰り返されるコンピュータ・プログラム記憶媒体。
【請求項５１】請求項４７から５０のいずれか１つに記載のコンピュータ
・プログラム記憶媒体において、予め定められた滑らかさしきい値が前記滑らか
な曲線を検出するために設定されるコンピュータ・プログラム記憶媒体。
【請求項５２】コンピュータ・システムによって読出し可能であり、請求
項３５から４０のいずれか１つに記載の方法に従って前記画像化乳房の圧縮厚さ
を計算することによって焦点外放射の乳房造影図への寄与を計算するようにコン
ピュータを制御するコンピュータ・プログラムをコード化するコンピュータ・プ
ログラム記憶媒体であって、Ｘ線露出と放射の散乱の推定とから圧縮されている
前記乳房の部分に相当する領域と前記非圧縮乳房縁に相当する領域との間の境に
沿っての前記乳房造影図内の期待強度を計算し、かつ前記期待強度を前記乳房造
影図内の実強度と比較するコンピュータ・プログラム記憶媒体。
【請求項５３】脂肪の厚さと乳房造影図内の各点に寄与する乳房の領域内
の注目組織の厚さとを表すｈ_int表示を作成するために前記乳房造影図を処理す
る方法であって、前記乳房造影図は前記乳房を通して伝達されたＸ線を受けかつ
Ｘ線フィルム上に前記乳房造影図として記録される光を放出する増感スクリーン
を使用することによって作成され、前記乳房造影図は該乳房造影図内の画像強度
を表す画素値を含む前記乳房造影図のディジタル表示を得るためにディジタイザ
によってディジタル化され、前記方法であって、請求項１から３のいずれか１つに記載の方法に従って前記ディジタイザによっ
て引き起こされた劣化に対して前記ディジタル表示を補正するステップと、請求項１０から１２のいずれか１つに記載の方法に従って前記ディジタル表示
内の値を前記増感スクリーンに付与されたエネルギーを表す値に変換するステッ
プと、請求項１２から２２のいずれか１つに記載の方法に従って前記増感スクリーン
からのグレアに対して前記変換した値を補償するステップと、前記乳房上に入射したＸ線ビームの強度の変動に対して前記値を更に補償する
ステップと、請求項３５から３９のいずれか１つに記載の方法に従って前記画像化乳房の圧
縮厚さを計算するステップと、請求項４０記載の方法に従って焦点外放射の乳房造影図への寄与を計算するス
テップと、前記増感スクリーンに付与されたエネルギーのエンハンスした測定値を与える
ために前記補償した値から前記焦点外放射と前記散乱放射の推定とを減算するス
テップと、前記エンハンスした測定値を予測値と等しくすることによって前記ｈ_int表示
を計算するステップとを含む方法。
【請求項５４】請求項５３記載の方法において、前記予測値は前記乳房上
に入射したＸ線の強度と撮影システムの物理要素の吸収特性とから計算される方
法。
【請求項５５】脂肪の厚さと乳房造影図内の各点に寄与する乳房の領域内
の注目組織の厚さとを表すｈ_int表示を作成するために前記乳房造影図を処理す
る装置であって、前記乳房造影図は前記乳房を通して伝達されたＸ線を受けかつ
Ｘ線フィルム上に前記乳房造影図として記録される光を放出する増感スクリーン
を使用することによって作成され、前記乳房造影図は該乳房造影図内の画像強度
を表す画素値を含む前記乳房造影図のディジタル表示を得るためにディジタイザ
によってディジタル化され、前記装置であって、請求項４から６のいずれか１つに記載の前記ディジタイザによって引き起こさ
れた劣化に対して前記ディジタル表示を補正する装置と、請求項１３又は１４記載の前記ディジタル表示内の値から前記増感スクリーン
に付与されたエネルギーを表す値を計算する装置と、請求項２３から２８のいずれか１つに記載の前記増感スクリーンからのグレア
に対して前記変換した値を補償する装置と、前記乳房上に入射したＸ線ビームの強度の変動に対して前記値を更に補償する
手段と、請求項４１から４５のいずれか１つに記載の前記画像化乳房の圧縮厚さを計算
する装置と、請求項４６記載の焦点外放射の乳房造影図への寄与を計算する装置と、前記増感スクリーンに付与されたエネルギーのエンハンスした測定値を与える
ために前記補償した値から前記焦点外放射と前記散乱放射の推定とを減算する減
算手段と、前記エンハンスした測定値を予測値と等しくすることによって前記ｈ_int表示
を計算するｈ_int計算手段とを含む装置。
【請求項５６】コンピュータ・システムによって読出し可能であり、脂肪
の厚さと乳房造影図内の各点に寄与する乳房の領域内の注目組織の厚さとを表す
ｈ_int表示を作成するために前記乳房造影図を処理するようにコンピュータを制
御するコンピュータ・プログラムをコード化するコンピュータ・プログラム記憶
媒体であって、前記乳房造影図は前記乳房を通して伝達されたＸ線を受けかつＸ
線フィルム上に前記乳房造影図として記録される光を放出する増感スクリーンを
使用することによって発生され、前記乳房造影図は該乳房造影図内の画像強度を
表す画素値を含む前記乳房造影図のディジタル表示を得るためにディジタイザに
よってディジタル化され、請求項１から３のいずれか１つに記載の方法に従って前記ディジタイザによっ
て引き起こされた劣化に対して前記ディジタル表示を補正するステップと、請求項１０から１２のいずれか１つに記載の方法に従って前記ディジタル表示
内の値を前記増感スクリーンに付与されたエネルギーを表す値に変換するステッ
プと、請求項１２から２２のいずれか１つに記載の方法に従って前記増感スクリーン
からのグレアに対して前記変換した値を補償するステップと、前記乳房上に入射したＸ線ビームの強度の変動に対して前記値を更に補償する
ステップと、請求項３５から３９のいずれか１つに記載の方法に従って前記画像化乳房の圧
縮厚さを計算するステップと、請求項４０記載の方法に従って焦点外放射の乳房造影図への寄与を計算するス
テップと、前記増感スクリーンに付与されたエネルギーのエンハンスした測定値を与える
ために前記補償した値から前記焦点外放射と前記散乱放射の推定とを減算するス
テップと、前記エンハンスした測定値を予測値と等しくすることによって前記ｈ_int表示
を計算するステップとを含む方法によって前記処理するコンピュータ・プログラム記憶媒体。
【請求項５７】乳房の乳房造影図から前記乳房内の微小石灰化を検出する
方法であって、請求項５３又は５４記載の方法に従ってｈ_int表示を作成するス
テップと、候補領域に対するｈ_intの値を注目組織の体積を表す値に変換するス
テップと、前記体積値がしきい値を超える所を前記乳房造影図の微小石灰化エリ
アとして検出するために前記体積値にしきい値を設けるステップとを含む方法。
【請求項５８】請求項５７記載の方法において、注目組織の体積値は前記
候補領域の実体積の推定と比較される方法。
【請求項５９】請求項５７又は５８記載の方法において、前記体積値は前
記ｈ_intの値から背景ｈ_intの推定を減算した後に計算される方法。
【請求項６０】乳房の乳房造影図から前記乳房内の微小石灰化を検出する
装置であって、請求項５５記載のｈ_int表示を作成するために前記乳房造影図を
処理する装置と、候補領域に対するｈ_intの値を注目組織の体積を表す値に変換
する手段と、前記体積値がしきい値を超える所を前記乳房造影図の微小石灰化エ
リアとして検出するために前記体積値にしきい値を設ける手段とを含む装置。
【請求項６１】請求項６０記載の装置であって、注目組織の体積値を前記
候補領域の実体積の推定と比較する手段を更に含む装置。
【請求項６２】請求項６０又は６１記載の装置であって、前記体積値を計
算する前に前記ｈ_intの値から背景ｈ_intの推定を減算する手段を更に含む装置。
【請求項６３】コンピュータ・システムによって読出し可能であり、請求
項５３又は５４記載の方法に従ってｈ_int表示を作成するために乳房造影図を処
理するステップと、候補領域に対するｈ_intの値を注目組織の体積を表す値に変
換するステップと、前記体積値がしきい値を超える所を乳房造影図の微小石灰化
エリアとして検出するために前記体積値にしきい値を設けるステップとを含む方
法によって、前記乳房の前記乳房造影図から前記乳房内の微小石灰化エリアを検
出するように、コンピュータを制御するコンピュータ・プログラムをコード化す
るコンピュータ・プログラム記憶媒体。
【請求項６４】請求項６３記載のコンピュータ・プログラム記憶媒体にお
いて、注目組織の体積値は前記候補領域の実体積の推定と比較されるコンピュー
タ・プログラム記憶媒体。
【請求項６５】請求項６３又は６４記載のコンピュータ・プログラム記憶
媒体において、前記体積値は前記ｈ_intの値から背景ｈ_intの推定を減算した後に
計算されるコンピュータ・プログラム記憶媒体。