DE102007057013A1

DE102007057013A1 - Verfahren und Vorrichtung zur Verarbeitung digitaler Mammogramme

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Publication number: DE102007057013A1
Application number: DE102007057013A
Authority: DE
Inventors: Wilfried Dr. Schneider; Marco Dipl.-Ing. Blumenthal; Peter Dr.rer.nat. Heinlein
Original assignee: Image Diagnost International GmbH
Current assignee: Image Diagnost International GmbH
Priority date: 2007-11-23
Filing date: 2007-11-23
Publication date: 2009-05-28
Also published as: US20090185733A1; US8428324B2

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Verarbeitung digitaler Mammogramme, die ein einen Randbereich aufweisendes, im Rahmen einer Mammografieuntersuchung gemessenes Objekt anhand von Pixeln, denen jeweils ein Pixelwert zugeordnet ist, abbilden, wobei aus einem digitalen ersten Mammogramm ein nachbearbeitetes, zweites Mammogramm erzeugt wird. Dabei ist vorgesehen, dass in einem ersten Schritt (110) ein Helligkeitsabfall in einem dem Randbereich des Objekts (12) entsprechenden Bereich des ersten Mammogramms (GR) ausgeglichen wird, indem das erste Mammogramm (GR) mittels einer Multiskalen-Zerlegung in unterschiedliche Anteile (T, B1, B2, B3, B4, H) zerlegt wird, die getrennt voneinander modifiziert und anschließend zu einem helligkeitsoptimierten Mammogramm (R) rekonstruiert werden, und in mindestens einem zweiten Schritt (120, 130, 140, 150, 160) aus dem helligkeitsoptimierten Mammogramm (R) das nachbearbeitete, zweite Mammogramm (GB) erzeugt wird, indem der Kontrast der Pixelwerte des helligkeitsoptimierten Mammogramms (R) und/oder die Schärfe von in dem abgebildeten Objekt (12) enthaltenen Strukturen optimiert werden. Die Erfindung betrifft darüber hinaus eine Vorrichtung zur Verarbeitung digitaler Mammogramme. Auf diese Weise werden ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Verfügung gestellt, mittels denen ein Mammogramm unabhängig vom Hersteller des jeweiligen Mammografieaufnahmegerätes so nachbearbeitet werden kann, dass das Mammogramm hinsichtlich Kontrast und ...

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Verarbeitung digitaler Mammogramme nach dem Oberbegriff des Anspruchs 1 sowie eine Vorrichtung zur Verarbeitung digitaler Mammogramme nach dem Oberbegriff des Anspruchs 13.
Bei einem derartigen Verfahren werden digitale Mammogramme verarbeitet, die ein einen Randbereich aufweisendes, im Rahmen einer Mammografieuntersuchung gemessenes Objekt anhand von Pixeln, denen jeweils ein Pixelwert zugeordnet ist, abbilden. Hierbei wird aus einem digitalen ersten Mammogramm ein nachbearbeitetes, zweites Mammogramm erzeugt, in dem das abgebildete Objekt oder Strukturen des abgebildeten Objektes für einen Betrachter – insbesondere einen das Mammogramm betrachtenden und befundenden Arzt – besser erkennbar und deutlicher dargestellt sind.
Derartige Nachbearbeitungsverfahren (das so genannte „Post-Processing") sollen insbesondere dazu dienen, die darzustellenden Mammogramme hinsichtlich Kontrast und Schärfe der abgebildeten Strukturen zu optimieren, um eine Befundung für einen Arzt zu erleichtern oder überhaupt erst möglich zu machen. Das zu verarbeitende Mammogramm liegt hierbei in digitaler Form vor, wobei das Mammogramm, abhängig vom verwendeten Mammografieaufnahmegerät (z. b. ein Röntgengerät) analog aufgenommen und nachträglich digitalisiert oder direkt-digital aufgenommen worden sein kann.
Bei den digitalen Mammogrammen werden zwei Arten unterschieden. Einerseits gibt es Roh-Mammogramme, in die das Aufnahmegerät die gemessenen Daten als Pixelwerte speichert. Diese Mammogramme sind als Eingabe für nachfolgende Nachbearbeitungsverfahren oder automatische Analyse-Prozesse vorgesehen. Anderseits gibt es die bereits nachbearbeiteten Mammogramme, die bereits einem Nachbearbeitungsverfahren unterzogen worden sind und deren Bildcharakteristik für eine Befundung angepasst worden ist.
Mammogramme liegen üblicherweise als einkanalige Grauwertbilder vor, bei denen die einzelnen Pixel mit einer Tiefe zwischen 10 und 16 Bit codiert sind und jeder Pixelwert einem Grauwert entspricht. Die Kantenlänge typischer Mammogramme liegt im Bereich von ca. 2000–4000 Pixeln, die Ortsauflösung beträgt mindestens ca. 10 Linienpaare/mm bzw. 0.1 mm/Pixel. Herkömmlicherweise verwenden Befundungseinrichtungen zum Befunden eines Mammogramms, beispielsweise in Form einer Workstation, einen Bildbetrachter, insbesondere einen PACS-Betrachter (PACS: Picture Archiving and Communication System), auf dem das Mammogramm angezeigt und beispielsweise von einem Arzt befundet werden kann. Für die Mammographie eingesetzte PACS-Betrachter verfügen hierzu üblicherweise über hochauflösende und leuchtstarke Monitore, die in der Lage sind, den hohen Dynamikumfang und die vergleichsweise hohe Auflösung der Mammogramme in adäquater Weise darzustellen.
Insbesondere die die gemessenen Daten enthaltenden Roh-Mammogramme weisen eine globale Bildcharakteristik mit einem vergleichsweise hohen Kontrast in einem Randbereich des gemessenen Objektes (i. e. dem Randbereich der Mamma) und einem relativ geringen Kontrast im Inneren des gemessenen Objektes (i. e. dem Inneren der Mamma) auf. Herkömmliche PACS-Betrachter stellen dem befundenden Arzt daher Werkzeuge zur Verfügung, um Teilbereiche des gesamten Grauwertumfanges eines Mammogramms auszuwählen und die Grauwerte innerhalb dieses Teilbereichs mit maximalem Kontrast darzustellen (so genannte Window-Level-Funktion). Die außerhalb dieses Grauwert-Fensters liegenden Grauwertbereiche werden dabei auf den minimal bzw. maximal möglichen Grauwert abgebildet, d. h. die in diesen Bereichen enthaltene Bildinformation wird praktisch nicht mehr dargestellt. Alternativ können so genannte nichtlineare Übertragungsfunktionen (Look-up-Tables) zum Einsatz kommen, die die Bildcharakteristik global so verändern, dass sich ein besserer Kontrasteindruck ergibt.
Hierbei wird die Kontrastverstärkung in einem ausgewählten Grauwertbereich erkauft durch eine Kontrastverringerung in anderen Grauwertbereichen.
Eine hinsichtlich Kontrast und Schärfe in allen Bereichen optimierte, einheitliche Darstellung des Mammogramms ist mit derartigen Window-Level-Funktionen oder Look-up-Tables jedoch nicht möglich. Um den kompletten Dynamikumfang eines Mammogramms befundtechnisch zu bewerten, müssen vielmehr mehrere Window-Level-Einstellungen bzw. Look-up-Tables zur Anwendung gebracht werden, die nacheinander jeweils verschiedene Grauwertbereiche des Bildes optimal darstellen. Aus zeitlichen Gründen wird dies nur im Ausnahmefall so gehandhabt. Als Kompromiss kommt meist nur eine Look-up-Table zur Anwendung, die erfahrungsgemäß die typischen, befundrelevanten Grauwertbereiche zufriedenstellend abbildet, wobei die Kontrastreduktion in den anderen Grauwertbereichen und der damit einher gehende Informationsverlust in Kauf genommen wird.
Verschiedene Hersteller von Mammografieaufnahmegeräten bieten zu ihren Mammografieaufnahmegeräten meist auch mit den Mammografieaufnahmegeräten zusammenwirkende Befundungseinrichtungen an, die in der Lage sind, eine Nachbearbeitung (Post-Processing) der Mammogramme durchzuführen, bei der im wesentlichen eine Look-up-Table auf das Mammogramm angewendet wird. Darüber hinaus können diese Nachbearbeitungsverfahren Algorithmen verwenden, die den typischen Helligkeitsabfall am Brustrand vermindern sowie den lokalen Bildkontrast verstärken. Die Verfahren der einzelnen Hersteller unterscheiden sich hinsichtlich der Qualität und des Gesamteindrucks der nachbearbeiteten Mammogramme dabei zum Teil aber stark voneinander, so dass seitens der befundenden Ärzte der Wunsch nach einer vereinheitlichten Nachbearbeitung besteht.
Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Verfügung zu stellen, mittels denen ein Mammogramm unabhängig vom Hersteller des jeweiligen Mammografieaufnahmegerätes so nachbearbeitet werden kann, dass das Mammogramm hinsichtlich Kontrast und Schärfe verbessert dargestellt wird und damit die Notwendigkeit der Anwendung von Window-Level-Funktionen oder Look-up-Tables entfällt.
Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren mit den Merkmalen des Anspruch 1 gelöst.
Dabei ist vorgesehen, dass in einem ersten Schritt ein Helligkeitsabfall in einem dem Randbereich des Objekts entsprechenden Bereich des ersten Mammogramms ausgeglichen wird, indem das erste Mammogramm mittels einer Multiskalen-Zerlegung in unterschiedliche Anteile zerlegt wird, die getrennt voneinander modifiziert und anschließend zu einem helligkeitsoptimierten Mammogramm rekonstruiert werden, und in mindestens einem zweiten Schritt aus dem helligkeitsoptimierten Mammogramm das nachbearbeitete, zweite Mammogramm erzeugt wird, indem der Kontrast der Pixelwerte des helligkeitsoptimierten Mammogramms und/oder die Schärfe von in dem abgebildeten Objekt enthaltenen Strukturen optimiert werden.
Die Erfindung geht von der Erkenntnis aus, dass zur effektiven Nachbearbeitung eines Mammogramms zunächst Helligkeitsunterschiede im Randbereich des dargestellten Objektes (i. e. der abgebildeten Mamma) ausgeglichen werden müssen, um nachfolgend eine globale Optimierung des Mammogramms zur global verbesserten Darstellung der Strukturen des Objektes vorzunehmen. Der Helligkeitsabfall im Randbereich ist dabei bedingt durch die abnehmende Dicke des durchleuchteten Gewebes zum Rand hin (bedingt durch die Brustform) und bewirkt, dass in diesem Randbereich ein vergleichsweise hoher Kontrast vorliegt (bedingt durch den Übergang vom Hintergrundbereich hin zum Inneren des dargestellten Objektes), während im Inneren des dargestellten Objektes, in dem die eigentlich interessierenden und von einem Arzt zu befundenden Strukturen liegen, der Kontrast gering ist. Um diesen Helligkeitsabfall zu beseitigen, wird das nachzubearbeitende Mammogramm mittels einer Multiskalenzerlegung in unterschiedliche Anteile zerlegt, die dann getrennt voneinander modifiziert und anschließend durch Rekonstruktion zu dem helligkeitsoptimierten Mammogramm zusammengefügt werden, in dem die Helligkeit global vereinheitlicht ist und das somit nachfolgend in vergleichsweise einfacher Weise einer globalen Kontrast- und Schärfeoptimierung unterzogen werden kann.
Das Verfahren ermöglicht es auf diese Weise, alle Bildbereiche des Mammogramms gleichzeitig mit optimalem Kontrast und verbesserter Darstellung der Feinstrukturen darzustellen. Die Notwendigkeit der Anwendung von Window-Level-Funktionen oder Look-up-Tables entfällt. Das Verfahren ermöglicht es weiterhin, trotz vorhandener Unterschiede in der Bildcharakteristik der (Roh-)Mammogramme unterschiedlicher Hersteller von Mammografieaufnahmegeräten untereinander vergleichbare Ergebnisbilder zu liefern, wobei das Verfahren in Bildqualität und im subjektiven Gesamteindruck einheitliche Mammogramme zur Verfügung stellt.
Bei der Multiskalen-Zerlegung wird das erste Mammogramm in einen Tiefpassanteil, mindestens einen Bandpassanteil und einen Hochpassanteil zerlegt. Der Tiefpassanteil enthält hierbei die tiefen (räumlichen) Frequenzen des Mammogramms, die im Wesentlichen den globalen Helligkeitsverlauf des Mammogramms bestimmen. Die Grundidee bei der Multiskalen-Zerlegung ist, den Signalanteil des Tiefpassanteils zu löschen, der den Helligkeitsabfall im Randbereich repräsentiert, um so nur die Signalanteile beizubehalten, in denen die feineren Strukturen des Mammogramms enthalten sind. Hierbei reicht es jedoch nicht aus, das Mammogramm lediglich in einen Tiefpassanteil und einen Hochpassanteil zu zerlegen, da der Tiefpassanteil nicht in der Lage ist, den Randbereich des abgebildeten Objektes abzubilden. Würde man die Grenzfrequenz des Tiefpassanteils zu niedrig wählen, so könnte der Tiefpassanteil dem großen Gradienten in den Pixelwerten im Randbereich nicht folgen und die nicht im Tiefpassanteil abgebildeten Signalanteile würden in dem Hochpassanteil enthalten sein und dort ein Überschwingen im Randbereich verursachen. Würde man die Grenzfrequenz jedoch ansteigen lassen, so würde zwar der Randbereich im Tiefpassanteil zunehmend besser approximiert werden, allerdings würden sich gleichzeitig auch die nicht im Tiefpassanteil enthaltenen Signalanteile verringern, die nach Löschen des Tiefpassanteils im Mammogramm verbleiben. Vorliegend wird das Mammogramm daher nicht lediglich in einen Tiefpassanteil und einen Hochpassanteil, sondern zusätzlich noch in mindestens einen Bandpassanteil, vorteilhafterweise aber mehr als einen, beispielsweise vier Bandpassanteile zerlegt, wobei der Tiefpassanteil beispielsweise Strukturen von einer Breite größer als 35 mm, der Hochpassanteil Strukturen mit einer Breiter kleiner als 2 mm und die Bandpassanteile Strukturen mit einer Breite im Bereich von 2–4 mm, 4–8 mm, 8–16 mm und 16–35 mm enthalten.
Auch in den Bandpassanteilen und dem Hochpassanteil ist im Randbereich dann zwar ein Überschwingen enthalten, bedingt durch die ungenügende Abbildung des Randbereichs im Tiefpassanteil. Dieses Überschwingen kann dann jedoch dadurch beseitigt werden, dass der mindestens eine Bandpassanteil und der Hochpassanteil mit aus einer Konturlinie des abgebildeten Objektes erhaltenen Masken derart modifiziert werden, dass jeweils ein dem Randbereich des abgebildeten Objektes entsprechender Bereich des mindestens einen Bandpassanteils und des Hochpassanteils abgeschnitten wird. Durch Verwendung jeweils einer Maske, die durch Kenntnis der Konturlinie des abgebildeten Objektes (und somit der Grenze des Randbereichs) und Kenntnis des sich aus der abgebildeten Strukturbreite ergebenden Breite des Überschwingbereiches erstellt werden kann, werden der Hochpassanteil und die Bandpassanteile jeweils so maskiert, dass für jeden Anteil nur noch der Innenbereich des abgebildeten Objektes übrig bleibt und der Außenbereich samt dem Überschwingbereich abgeschnitten wird. Diese so modifizierten Anteile gehen dann in die Rekonstruktion ein.
Setzt man den Tiefpassanteil nun auf Null (d. h. der Tiefpassanteil wird vollständig eliminiert) und führt eine Rekonstruktion ausschließlich mit den modifizierten Bandpassanteilen und dem Hochpassanteil durch, so erhält man ein Mammogramm ohne Helligkeitsabfall im Randbereich des abgebildeten Objektes. Das Mammogramm enthält jedoch, bedingt durch die Eliminierung des Tiefpassanteils, keinerlei Strukturen mehr mit einer Breite größer als der der Grenzfrequenz des Tiefpass entsprechenden Breite. Um ein Mammogramm zu erhalten, in dem zumindest in einem gewissen Umfang auch Strukturen mit größerer Breite dargestellt sind, kann der Tiefpassanteil derart modifiziert werden, dass von den Pixelwerten der Pixel des Tiefpassanteils ein Schwellwert subtrahiert wird und negative Pixelwerte anschließend auf Null gesetzt werden. Der modifizierte Tiefpassanteil wird dann in die Rekonstruktion einbezogen, so dass das rekonstruierte Mammogramm zum einen einen einheitlichen Helligkeitsverlauf im Randbereich und andererseits im Innenbereich des abgebildeten Objektes auch Strukturen größerer Breite aufweist. Der Schwellwert für die Modifikation des Tiefpassanteils kann dabei beispielsweise bestimmt werden, indem innerhalb eines Objektbereichs (Region of Interest; entsprechend dem Innenbereich des abgebildeten Objektes, i. e. der Mamma) ein Histogramm berechnet wird. Aus diesem Histogramm wird der Median ermittelt, d. h. derjenige Pixelwert (Grauwert), bei dem die Summe der Flächenanteile dieses Pixelwerts und aller dunkleren Pixelwerte gerade die Hälfte der gesamten Fläche des betrachteten Bereichs ergibt. Dieser Median wird als Schwellwert dann global von den Pixelwerten des Tiefpassanteils subtrahiert, und alle negativen Pixelwerte werden anschließend auf Null gesetzt.
Nach der Rekonstruktion enthält man das helligkeitsoptimierte Mammogramm, dass keinen Helligkeitsabfall im Randbereich des Objektes mehr aufweist. Der Helligkeitsverlauf innerhalb des Mammogramms ist somit global vereinheitlicht. Allerdings kann durch die vorgenommene Anpassung des Signals im Randbereich der Kontrast innerhalb des Mammogramms variieren. Um diesen durch die Angleichung des Helligkeitsverlaufs bedingen Effekt auszugleichen, wird vorteilhafterweise nach der Rekonstruktion der modifizierten Anteile des Mammogramms zu dem helligkeitsoptimierten Mammogramm der Kontrast des helligkeitsoptimierten Mammogramms angeglichen, indem die Streuung der Pixelwerte des helligkeitsoptimierten Mammogramms einem Streuungsmaß angeglichen wird. Hierzu werden bevorzugt

– das helligkeitsoptimierte Mammogramm in einen Hochpassanteil und einen Tiefpassanteil zerlegt,
– anhand einer Konturlinie des abgebildeten Objektes ein Zentralbereich bestimmt,
– das Streuungsmaß durch Mittelung des Betrags der Pixelwerte des Hochpassanteils des helligkeitsoptimierten Mammogramms in dem Zentralbereich bestimmt,
– anhand des Streuungsmaßes der Hochpassanteil des helligkeitsoptimierten Mammogramms modifiziert und
– der Tiefpassanteil und der Hochpassanteil rekonstruiert.

Durch die Kontrastangleichung wird mit anderen Worten die Streuung der Pixelwerte im Inneren des abgebildeten Objektes und im Randbereich aneinander angeglichen, wobei sich das Streuungsmaß aus dem hierfür bestimmten Hochpassanteil (der unterschiedlich von dem Hochpassanteil der vorangehend erläuterten Multiskalen-Zerlegung ist) ergibt. Als Ergebnis erhält man ein Mammogramm, bei dem die Streuung im Randbereich in etwa der Streuung im Inneren des Objektes entspricht.
Nunmehr ergibt sich ein Mammogramm, das sowohl einen vereinheitlichten Helligkeitsverlauf und zum anderen einen in realistischer Weise angeglichenen Kontrast aufweist. Dieses Mammogramm kann nun in seinem Kontrast global optimiert werden, indem die Pixelwerte des Mammogramms einer globalen (d. h. auf das gesamte Mammogramm angewandten) Gamma-Korrektur unterzogen werden, so dass nach der Gamma-Korrektur der Mittelwert der Pixelwerte innerhalb eines dem abgebildeten Objekt entsprechenden Objektbereichs einem vorbestimmten Wert entspricht.
Nachdem der Helligkeitsabfall am Bildrand beseitigt und ein vergleichbarer globaler Kontrasteindruck hergestellt ist, kann das Mammogramm einer Transformation unterzogen werden, die die Feinstrukturen deutlicher hervortreten lässt und damit den Eindruck einer schärferen Aufnahme hervorruft. Hierzu wird das helligkeitsoptimierte Mammogramm durch eine weitere Multiskalen-Zerlegung in unterschiedliche Anteile zerlegt, die getrennt voneinander modifiziert werden. Die unterschiedlichen Anteile werden zur Modifikation dabei jeweils einer Gamma-Korrektur unterzogen und anschließend durch Rekonstruktion wieder zusammengefügt.
Wie vorangehend erläutert, ist das ursprüngliche, erste Mammogramm zum Ausgleich des Helligkeitsabfalls im Randbereich des Mammogramms mit einer Multiskalen-Zerlegung zerlegt worden, wobei ein Randbereich des abgebildeten Objektes in den Bandpassanteilen und dem Hochpassanteil abgeschnitten worden ist. Hierdurch ist das sich durch die Multiskalen-Zerlegung ergebende Überschwingen in den einzelnen Anteilen im Randbereich beseitigt worden, um ein rekonstruiertes Mammogramm ohne Helligkeitsabfall zu erhalten. Durch das Entfernen eines Randbereichs in jedem der Anteile ist jedoch der Bereich aus den Anteilen und somit aus dem Mammogramm entfernt worden, in dem sich die Hautlinie als äußere Begrenzungslinie des abgebildeten Objektes (i. e. der Mamma) befindet. Die Hautlinie wird somit nicht mehr dargestellt und muss in einem weiteren Schritt wieder in das Mammogramm eingefügt werden. Hierzu wird aus dem ursprünglichen, ersten Mammogramm eine Hautlinie des abgebildeten Objektes generiert, indem aus dem ersten Mammogramm ein Gradientenbild erzeugt wird. Dazu wird ein dem Randbereich des abgebildeten Objektes entsprechender Bereich des ursprünglichen Mammogramms (also des Mammogramms vor der Helligkeitsoptimierung) gradientengefiltert und die Hautlinie mittels einer aus einer Konturlinie des abgebildeten Objektes erzeugten Maske extrahiert. Die Maske wird dabei so gewählt, dass sie ausschließlich einen Bereich entlang der Konturlinie extrahiert, in dem die Hautlinie des abgebildeten Objektes angeordnet ist. Die Hautlinie wird dann dem nachbearbeiteten zweiten Mammogramm hinzugefügt. Der dem Innenbereich des abgebildeten Objektes entsprechende Bereich bleibt im Wesentlichen unverändert.
Die Aufgabe wird darüber hinaus auch durch eine Vorrichtung zur Verarbeitung digitaler Mammogramme mit den Merkmalen des Anspruchs 13 gelöst. Die Vorrichtung weist dabei

– Mittel zum Ausgleich eines Helligkeitsabfalls in einem dem Randbereich des Objekts entsprechenden Bereich des ersten Mammogramms, die ausgebildet und vorgesehen sind, das erste Mammogramm mittels einer Multiskalen-Zerlegung in unterschiedliche Anteile zu zerlegen, getrennt voneinander zu modifizieren und anschließend zu einem helligkeitsoptimierten Mammogramm zu rekonstruieren, und
– Mittel zur Erzeugung des nachbearbeiteten, zweiten Mammogramms, die ausgebildet und vorgesehen sind, den Kontrast der Pixelwerte des helligkeitsoptimierten Mammogramms und die Schärfe von in dem abgebildeten Objekt enthaltenen Strukturen zu optimieren,

Der der Erfindung zugrunde liegende Gedanke soll nachfolgend anhand der in den Figuren dargestellten Ausführungsbeispiele näher erläutert werden. Es zeigen:
1 eine Übersichtsdarstellung eines Verfahrens zur Verarbeitung digitaler Mammogramme;
2 eine Übersichtsdarstellung der einzelnen Schritte des Verfahrens gemäß 1;
3 ein digitales, nachzubearbeitendes Mammogramm;
4 eine graphische Darstellung der Pixelwerte des Mammogramms entlang der Linie I-I gemäß 3;
5 eine graphische Darstellung der Pixelwerte des Tiefpassanteils entlang der Linie I-I gemäß 3;
6 eine überlagerte graphische Darstellung der Pixelwerte des Mammogramms und des Tiefpassanteils entlang der Linie I-I gemäß 3;
7 eine graphische Darstellung der Pixelwerte des Hochpassanteils entlang der Linie I-I gemäß 3;
8a eine grauwertbildliche Darstellung des Tiefpassanteils;
8b eine grauwertbildliche Darstellung des Hochpassanteils;
9a–9f grauwertbildliche Darstellungen der Anteile einer Multiskalen-Zerlegung zum Ausgleich des Helligkeitsabfalls;
10a–10f graphische Darstellungen der Pixelwerte der Anteile entlang der Linien I-I gemäß 10a–10f;
11 eine aus der Konturlinie des abgebildeten Objektes generiertes Maske, darstellend den Objektbereich (Region of Interest);
12a–12e Masken zur Modifikation der Anteile der Multiskalen-Zerlegung gemäß 10b–10f;
13a–13e grauwertbildliche Darstellungen der modifizierten Anteile;
14 ein aus den modifizierten Anteilen rekonstruiertes Mammogramm;
15a eine grauwertbildliche Darstellung des Tiefpassanteils;
15b eine grauwertbildliche Darstellung des modifizierten Tiefpassanteils;
16 ein rekonstruiertes Mammogramm mit modifiziertem Tiefpassanteil;
17 eine Übersichtsdarstellung des Schrittes zum Ausgleich des Helligkeitsabfalls;
18 eine Maske zur Bestimmung eines Zentralbereichs des abgebildeten Objektes für den Kontrastausgleich;
19 eine Überblendungsmaske zur Erzeugung eines modifizierten Hochpassanteils für den Kontrastausgleich;
20a ein Ausschnitt des Mammogramms vor Optimierung der Schärfe der abgebildeten Strukturen;
20b ein Ausschnitt des Mammogramms nach Optimierung der Schärfe der abgebildeten Strukturen;
21 eine Übersichtsdarstellung des Schrittes zur Optimierung der Schärfe der abgebildeten Strukturen;
22 ein schärfe- und kontrastoptimiertes Mammogramm ohne Hautlinie;
23 ein aus dem ursprünglichen Mammogramm erzeugtes, gradientengefiltertes Mammogramm;
24 eine Maske zur Extraktion der Hautlinie aus dem Mammogramm gemäß 23 und
25 ein nachbearbeitetes Mammogramm.
1 zeigt eine Übersichtsdarstellung des Ablaufs des Verfahrens 100 zur Verarbeitung eines digitalen Mammogramms GR, in 1 bezeichnet als Roh-Mammogramm. Das Roh-Mammogramm enthält die ursprünglich von einem Mammografieaufnahmegerät empfangenen Daten, also das Mammogramm in seiner ursprünglichen, noch nicht nachbearbeiteten Form.
Das Mammogramm GR enthält eine Anzahl von Pixeln, denen jeweils ein Pixelwert zugeordnet ist. Die Pixelwerte repräsentieren die bei einer Mammografieuntersuchung gemessenen Daten und bilden die bei der Mammografieuntersuchung untersuchte Mamma ab. Das Mammogramm GR liegt dabei in der Regel als Grauwertbild mit einer Kantenlänge von beispielsweise 2000–4000 Pixeln und einer Auflösung von 0.1 mm (10 Linien pro mm) vor.
Die Eingangsdaten, die das Verfahren 100 benötigt, sind einerseits das (Roh-)Mammogramm GR sowie andererseits ein aus diesem Mammogramm GR gewonnener Objektbereich, bezeichnet als Region of Interest (ROI), d. h. eine Konturlinie bzw. ein Maskierungsbild, mit dessen Hilfe die im Mammogramm GR abgebildete Mamma vom Bildhintergrund separiert werden kann.
Zur Bestimmung der Konturlinie kann vorteilhafterweise ein Verfahren, wie es in der DE 10 2006 021 042 beschrieben worden ist, eingesetzt werden.
Im Rahmen des Verfahrens 100 wird das Mammogramm GR verarbeitet und dabei insbesondere in seiner Darstellung hinsichtlich der Schärfe der abgebildeten Strukturen und des globalen Kontrastes optimiert. Als Ausgangsdaten liefert das Verfahren 100 ein nachbearbeitetes Mammogramm GB, das in allen Bildbereichen gleichzeitig mit bestmöglichem Kontrast und verbesserter Darstellung der Feinstrukturen angezeigt wird. Die Notwendigkeit für Window-Level-Funktionen oder Look-up-Tables entfällt damit. Das Verfahren 100 ermöglicht es somit, trotz vorhandener Unterschiede in der Bildcharakteristik der (Roh-)Mammogramme GR unterschiedlicher Hersteller von Mammografieaufnahmegeräten untereinander vergleichbare Ergebnisbilder zu liefern, wobei das Verfahren 100 in Bildqualität und im subjektiven Gesamteindruck einheitliche nachbearbeitete Mammogramme zur Verfügung stellt.
Der Ablauf des Verfahrens 100 mit seinen einzelnen Schritten ist in 2 dargestellt. In einem ersten Schritt 110 wird ein so genannter peripherer Dichteausgleich durchgeführt, in dessen Rahmen ein Helligkeitsabfall in einem Randbereich des Mammogramm GR ausgeglichen wird. In einem zweiten Schritt 120 findet ein Kontrastausgleich zwischen verschiedenen Regionen des Mammogramms statt. In einem dritten Schritt 130 erfolgt eine globale Kontrastoptimierung des nunmehr helligkeitsoptimierten Mammogramms. In einem vierten Schritt 140 wird die Darstellung von Feinstrukturen in ihrer Schärfe optimiert. In einem fünften Schritt 150 wird ein Hautlinienbild generiert und dem Mammogramm in einem sechsten Schritt 160 hinzugefügt.
Die einzelnen Schritte 110–160 sollen nachfolgend im Einzelnen erläutert werden.
Ausgleichs des Helligkeitsabfalls: Schritt 110
Anhand von 3 bis 17 soll zunächst der Ablauf des Schritts 110, also der Ausgleich eines Helligkeitsabfalls in einem Randbereich einer in dem Mammogramm GR dargestellten Mamma beschrieben werden.
Der so genannte periphere Dichteausgleich in Schritt 110 dient dazu, den im Mammogramm GR zum Brustrand hin auftretenden Helligkeitsabfall zu beseitigen. Ein typisches (Roh-)Mammogramm GR ist in 3 dargestellt. Das Mammogramm GR bildet eine Mamma 12 ab, die sich deutlich von einem Hintergrundbereich 11 abhebt und durch eine Konturlinie 2 von dem Hintergrundbereich 11 getrennt ist.
Bedingt durch die Form der Mamma 12 und die damit einhergehende kürzere Durchleuchtungsstrecke zum Rand der Mamma 12 hin nimmt die Helligkeit der Mamma 12 zum Rand der Mamma 12 hin ab. Die Pixelwerte entlang der Linie I-I gemäß 3 sind in 4 als Grauwertprofil O gezeigt. Das Grauwertprofil O entlang der Linie I-I zeigt einen typischen Grauwertverlauf, bei dem deutlich ein Abfall der Grauwerte in Richtung Brustrand, also ein Helligkeitsabfall im Randbereich erkennbar ist. Das Grauwertprofil gemäß 4 zeigt, wie die Helligkeit zunächst ab einem bestimmten Punkt zum Brustrand hin kontinuierlich sinkt und dann im Bereich der Hautlinie rapide (beispielsweise innerhalb weniger Pixel um bis zu 50% des insgesamt zur Verfügung stehenden Grauwertbereiches) abfällt. Der Kontrast im Randbereich der Mamma 12 ist daher groß, während das Innere der Mamma 12 mit einem vergleichsweise kleinen Grauwertbereich dargestellt wird, so dass der Kontrast im Inneren der Mamma 12 gering und die Information hier in einem relativ schmalen Grauwertbereich zusammengedrängt ist.
Um eine globale Optimierung des Kontrastes innerhalb der Mamma 12 durchzuführen, muss der Helligkeitsabfall zum Rand der Mamma 12 hin beseitigt werden. Anschließend kann dann der Grauwertbereich im Inneren der Mamma 12 aufgespreizt werden.
Der globale Helligkeitsverlauf eines Bildes wird im Wesentlichen von den tiefen räumlichen Frequenzen getragen. Die grundlegende Idee bei dem in Schritt 110 durchgeführten Ausgleich des Helligkeitsabfalls (dem so genannten peripheren Dichteausgleich) ist nun, das Mammogramm GR in einen Tiefpass- und einen Hochpassanteil zu zerlegen und den den Helligkeitsabfall enthaltenden Tiefpassanteil zu löschen.
Ein Tiefpassanteil T des Grauwertprofils gemäß 4 ist in 5 dargestellt. Bei der Zerlegung des Mammogramms GR verursacht der Randbereich der Mamma, insbesondere der rapide Abfall im Bereich der Hautlinie jedoch Probleme. Wählt man die Grenzfrequenz des Tiefpasses sehr niedrig, dann ist der Filter nicht in der Lage, dem hohen Grauwertgradienten entlang des Brustrandes zu folgen, wie dies in 6 in der überlagerten Darstellung des originalen Grauwertprofils O und des Tiefpassanteils T dargestellt ist. Die Signaldifferenz zwischen dem Tiefpassanteil T und dem originalen Grauwertprofils O (i. e. die Fläche zwischen dem originalen Grauwertprofil O und dem Tiefpassanteil T in 6) geht in den in 7 dargestellten Hochpassanteil H ein und verursacht dort ein Überschwingen im Randbereich, wie dies in 7 deutlich ersichtlich ist.
Lässt man die Grenzfrequenz des dem Tiefpassanteil T zugrunde liegenden Tiefpasses ansteigen, so wird der Grauwertverlauf im Randbereich zunehmend besser approximiert.
Allerdings enthält der Hochpassanteil dadurch immer weniger tiefe Frequenzen und das Ergebnis ist ein Bild, das nur noch Feinstrukturen enthält.
Der Tiefpassanteil T und der Hochpassanteil H des Mammogramms GR gemäß 3 sind als Grauwertbilder in 8a und 8b dargestellt. Deutlich ersichtlich ist das Überschwingen im Helligkeitsverlauf des Hochpassanteils H (8b) im Randbereich der Mamma 12.
Um den Helligkeitsabfall im Randbereich der Mamma 12 auszugleichen, ist eine Zerlegung des Mammogramms GR in lediglich einen Tiefpassanteil T und einen Hochpassanteil H daher nicht ausreichend. Stattdessen wird eine Multiskalen-Zerlegung durchgeführt, bei der das Mammogramm GR in einen Tiefpassanteil, vier Bandpassanteile B1, B2, B3, B4 und einen Hochpassanteil H zerlegt wird. Die unterschiedlichen Anteile T, H, B1, B2, B3, B4 werden dann unabhängig voneinander modifiziert und anschließend zu einem helligkeitsoptimierten Mammogramm rekonstruiert, bei dem der Helligkeitsabfall im Randbereich der Mamma 12 ausgeglichen ist.
An dieser Stelle sei darauf hingewiesen, dass grundlegend auch andere Zerlegungen, insbesondere eine Zerlegung in mehr oder weniger als vier Bandpassanteile denkbar und möglich ist. Die Parameter der Zerlegung, insbesondere die Anzahl der Bandpassanteile und die genauen Grenzfrequenzen des Tiefpasses, der Bandpässe und des Hochpasses können dabei abhängig vom gewünschten Ergebnis gewählt werden und variiert und optimiert werden.
Vorliegend wird das Mammogramm in einen Tiefpassanteil T, vier Bandpassanteile B1, B2, B3, B4 und einen Hochpassanteil H zerlegt. Der erste Bandpass B1 repräsentiert Strukturbreiten von ca. 16 mm bis 35 mm. Für jeden nachfolgenden Bandpassanteil B2, B3, B4 halbiert sich diese Strukturbreite, so dass der zweite Bandpassanteil Strukturen mit einer Breite von 8 mm bis 16 mm, der dritte Bandpassanteil B3 Strukturen mit einer Breite von 4 mm bis 8 mm und der vierte Bandpassanteil B4 Strukturen mit einer Breite von 2 mm bis 4 mm enthält. Der Hochpassanteil H enthält Strukturen von 2 mm und kleiner. Der Tiefpassanteil T schließlich weist alle Signalanteile mit Strukturbreiten größer als 35 mm auf.
Die Ergebnisbilder der Multiskalenzerlegung sind in 9a bis 9f und die korrespondierenden Grauwertprofile entlang der Linie I-I gemäß 9a bis 9f in 10a bis 10f dargestellt. Auch bei den einzelnen Anteilen T, H, B1, B2, B3, B4 der Multiskalen-Zerlegung zeigen die Bandpassanteile B1, B2, B3, B4 und der Hochpassanteil H im Randbereich der Mamma 12 ein deutliches Überschwingen. Dabei ist ersichtlich, dass die Breite der Überschwingbereiche von der Strukturbreite der einzelnen Filter (i. e. deren Grenzfrequenzen) abhängt. Bei dem Strukturbreiten zwischen 16 mm und 35 mm darstellenden Bandpassanteil B1 reicht der Überschwingbereich dabei deutlich weiter ins Innere der Mamma 12 hinein als bei dem feinere Strukturen enthaltenden Bandpassanteil B4. Die konkrete Breite dieses Überschwingbereiches lässt sich anhand eines jeden verwendeten Filters rechnerisch bestimmen.
Der Helligkeitsabfall im Mammogramm GR wird nun dadurch beseitigt, dass vor der Multiskalen-Rekonstruktion in den Bandpassanteilen B1, B2, B3, B4 und dem Hochpassanteil H der Überschwingbereich jeweils entfernt wird. Hierzu wird die in 11 dargestellte Maske M0 verwendet, die den die Mamma 12 umfassenden Objektbereich (Region of Interest) abbildet. In dieser Maske M0 ist der Objektbereich 12 mit Pixelwerten 1 gefüllt, während der Hintergrundbereich 11 auf den Pixelwert 0 gesetzt ist. Aus der Maske M0 wird nun für jeden Anteil B1, B2, B3, B4, H (außer dem Tiefpassanteil T) jeweils eine Maske M1, M2, M3, M4, M5 generiert, in denen der ursprüngliche Objektbereich entlang der Konturlinie 2 um die Breite des Überschwingbereiches eines jeden Anteils B1, B2, B3, B4, H erodiert wird, d. h. die Konturlinie wird um die Breite des Überschwingbereiches in Richtung des Inneren der Mamma 12 verschoben (für die die gröberen Strukturen enthaltenen Bandpassanteile B1, B2, B3, B4 entsprechend weiter als für die die feinere Strukturen enthaltenen Bandpassanteile B1, B2, B3, B4 und den Hochpassanteil H). Um bei der nachfolgenden Rekonstruktion Artefakte zu vermeiden, werden die erodierten Ränder nach außen ausgeblendet, wobei sich die Breite des Ausblendbereiches wiederum nach der Strukturbreite des jeweiligen Anteils B1, B2, B3, B4, H richtet. Die so erzeugten Masken M1, M2, M3, M4, M5 sind in 12a bis 12e dargestellt.
Jeder Bandpassanteil B1, B2, B3, B4 und der Hochpassanteil H werden nun mit der zugehörigen Maske M1, M2, M3, M4, M5 multipliziert, wodurch der Überschwingungsbereich in den einzelnen Anteilen B1, B2, B3, B4, H jeweils beseitigt wird und Ergebnisbilder E1, E2, E3, E4, E5 gemäß 13a bis 13e erzeugt werden.
Setzt man den Tiefpassanteil T auf Null (d. h., der Tiefpassanteil T wird gelöscht) und führt dann eine Multiskalen-Rekonstruktion durch, so erhält man ein Mammogramm R' ohne Helligkeitsabfall entlang des Brustrandes, wie dies in 14 dargestellt ist. Im Zentralbereich enthält das Bild sämtliche Strukturen mit Breiten kleiner oder gleich 35 mm (abhängig von der Grenzfrequenz des Tiefpassanteils T). Zum Randbereich der Mamma 12 hin nimmt, bedingt durch das Abschneiden des jeweils äußeren Randbereichs der einzelnen Anteile B1, B2, B3, B4, H, der Anteil niedriger Frequenzen immer mehr ab, bis am äußeren Rand nur mehr Feinstrukturen abgebildet sind.
Das Mammogramm R' gemäß 14 enthält allerdings überhaupt keine groben Strukturen mit Breiten größer als 35 mm, da der Tiefpassanteil gelöscht worden ist, so dass sich der Bereich des dichten Drüsengewebes im Inneren der Mamma 12 nicht mehr vom umgebenden Fettgewebe abhebt und sich auch der Musculus Pectoralis 15 nicht mehr deutlich abzeichnet.
Um ein Ergebnis zu erzielen, bei dem auch das Drüsengewebe im Inneren der Mamma 12 hinreichend genau abgebildet wird, muss ein gewisser Beitrag des Tiefpassanteils T in die Rekonstruktion einfließen. Der aus der Multiskalen-Zerlegung gewonnene Tiefpassanteil T, dargestellt in 15a, wird daher vor der Rekonstruktion modifiziert und geht dann in modifizierter Form in die Rekonstruktion mit ein. Für den Tiefpassanteil T wird dazu innerhalb des Objektbereichs (also innerhalb des Inneren der Mamma 12) ein Histogramm berechnet. Aus diesem Histogramm wird der Median ermittelt, d. h. derjenige Pixelwert (Grauwert), bei dem die Summe der Flächenanteile dieses Pixelwertes und aller dunkleren Pixelwerte gerade die Hälfte der Gesamtfläche des Objektbereichs ergibt. Dieser Median wird global vom Tiefpassanteil T subtrahiert, und alle negativen Pixelwerte werden anschließend auf 0 gesetzt. Der modifizierte Tiefpassanteil T' enthält nun, wie in 15b dargestellt, im Wesentlichen nur noch ein Grauwertgebirge im Bereich des dichten Drüsengewebes und des Musculus Pectoralis (siehe 14).
Vor der Rekonstruktion wird der modifizierte Tiefpassanteil T' dann mit einem Skalierungsfaktor multipliziert, um seinen Einfluss gegenüber den Bandpassanteilen B1, B2, B3, B4 und dem Hochpassanteil H zu dämpfen.
16 zeigt schließlich das rekonstruierte Mammogramm R unter Einbeziehung des modifizierten Tiefpassanteils T' (siehe im Vergleich das rekonstruierte Mammogramm R' mit vollständig unterdrücktem Tiefpassanteil T in 14).
Anzumerken ist an dieser Stelle, dass dem auf diese Weise rekonstruierten Mammogramm R die äußeren ca. 2 mm entlang des Randes der Mamma 12 fehlen, da jeder Anteil B1, B2, B3, B4, H um mindestens diesen Betrag erodiert worden ist, um den Überschwingbereich im Randbereich jeweils zu entfernen. Das rekonstruierte Mammogramm R enthält somit zunächst keine Informationen über Strukturen im Bereich des äußeren Randes der Mamma 12. Diese so genannte Hautlinie muss in einem späteren Verfahrenschritt (Schritte 150 und 160) generiert und dem Ergebnisbild hinzugefügt werden.
17 zeigt den Verfahrensschritt 110 zum Ausgleich des Helligkeitsabfalls im Randbereich der Mamma 12 noch einmal im Überblick. Aus den Ergebnisbildern E1, E2, E3, E4, E5 und dem modifizierten Tiefpassanteil T' wird das rekonstruierte Mammogramm R erzeugt, wobei ein Verfahren zur Rekonstruktion beispielsweise in der Veröffentlichung P. Heinlein, J. Drexl, W. Schneider, „Integrated Wavelets for Enhancement of Microcalcifications in Digital Mammography", IEEE Trans. Med. Imaging, Vol. 22, No. 3, March 2003 beschrieben worden ist. Die Rekonstruktion stellt im Wesentlichen die umgekehrte Operation zur Multiskalen-Zerlegung dar, wobei die einzelnen modifizierten Anteile E1, E2, E3, E4, E5, T' zu dem rekonstruierten Mammogramm R zusammengefügt werden.
Kontrastausgleich: Schritt 120
Nach erfolgtem Ausgleich des Helligkeitsabfalls weisen die Pixelwerte im äußeren Randbereich im Allgemeinen eine höhere Streuung auf als die Pixelwerte im Inneren der Mamma 12. Um diese Unterschiede in den Streuungen auszugleichen, werden in dem Verfahrensschritt 120 (2) diese Streuungen aneinander angeglichen.
Um die Streuungen anzugleichen, werden zunächst die Streuungen der Pixelwerte in einem Zentralbereich geschätzt. Zur Festlegung des Zentralbereiches wird aus der Maske M0 des Objektbereiches (umfassend die gesamte Mamma 12; siehe 11) eine weitere Maske generiert, in dem der Objektbereich von allen Rändern um 23 mm erodiert, also nach innen verkleinert ist. Die erzeugte Maske M0' ist in 18 dargestellt.
Das nach dem Ausgleich des Helligkeitsabfalls im Randbereich vorliegende, rekonstruierte Mammogramm R (siehe 16) wird dann in einen Hochpassanteil und einen Tiefpassanteil zerlegt. Der Hochpassanteil enthält dabei Strukturen mit einer Breite bis ca. 18 mm, während in dem Tiefpassanteil alle gröberen Strukturen enthalten sind. Die Feinstrukturen im Hochpassbild können hierbei als Streuungen der Pixelwerte um den im Tiefpassanteil enthaltenen Verlauf angesehen werden. Als Streuungsmaß wird der über einen Bereich von ca. 16 mm² gemittelte Absolutbetrag der Pixelwerte des Hochpassanteils definiert. Dieses Streuungsmaß wird für alle Pixel innerhalb des Zentralbereiches berechnet und dann gemittelt, um ein globales Streuungsmaß zu erhalten, dem die Streuungen der Pixelwerte im Randbereich angeglichen werden sollen.
Um die Streuungen im Randbereich anzugleichen, wird vom Hochpassanteil nun eine Kopie angefertigt, deren Pixelwerte modifiziert werden, indem, wenn das lokale Streuungsmaß innerhalb einer 16 mm² großen Umgebung eines Pixels größer ist als das innerhalb des Zentralbereichs bestimmte globale mittlere Streuungsmaß, der Pixelwert mit dem Quotienten aus dem mittlerem Streuungsmaß und dem Streuungsmaß der Pixelumgebung multipliziert wird.
Aus dem ursprünglichen Hochpassanteil und der auf diese Weise modifizierten Kopie wird unter Zuhilfenahme einer Überblendungsmaske dann ein neuer Hochpassanteil generiert, mit dem anschließend die Rekonstruktion durchgeführt wird. Die Überblendungsmaske wird dabei aus der Maske M0' (siehe 18) durch Anfügen eines 20 mm breiten Ausblendungssaums generiert. Die Überblendungsmaske M0'' ist in 19 dargestellt. Die Überblendungsmaske M0'' enthält wiederum Werte zwischen Null und eins, wobei die Pixelwerte der Überblendungsmaske M0'' die Anteile des ursprünglichen Hochpassanteils und der modifizierten Kopie an dem neuen Hochpassanteil bestimmen. Je größer der Pixelwert der Maske M0'', desto stärker geht der ursprüngliche Hochpassanteil in den neuen Hochpassanteil ein; je kleiner der Pixelwert der Maske M0'', desto höher ist der Anteil der modifizierten Kopie.
Nun werden der neue Hochpassanteil und der Tiefpassanteil rekonstruiert. Nach erfolgter Rekonstruktion liegt ein Mammogramm vor, bei dem die Streuung der Pixelwerte im Brustrandbereich etwa der Streuung der Pixelwerte im Zentralbereich der Brust entspricht.
Globale Kontrastoptimierung: Schritt 130
Nach erfolgtem Ausgleich des Helligkeitsabfalls (Schritt 110) und nach dem Kontrastausgleich (Schritt 120) wird das erhaltene Mammogramm einer globalen Kontrasttransformation unterzogen. Ziel ist es dabei, für alle Mammogramme einen vergleichbaren Gesamteindruck hinsichtlich des Kontrastes herzustellen. Hierzu wird eine Gamma-Korrektur verwendet, deren harmonischer Charakter gegenüber einem Histogrammausgleichsverfahren den Vorteil bietet, dass die dem Mammogramm innewohnende Dynamik, d. h. das proportionale Verhältnis von dichtem Drüsengewebe zu umgebenem Fettgewebe, im Wesentlichen erhalten bleibt. Der Gammawert wird dabei dynamisch aus dem Mammogramm ermittelt und so gewählt, dass nach erfolgter Transformation der Median aller Pixelwerte innerhalb des Brustbereiches einem Wert grw entspricht, für den gilt: grw = grwmin + 0.3(grwmax – grwmin)wobei grwmin der Minimalwert aller Pixelwerte innerhalb des Brustbereiches ist und grwmax der Maximalwert.
Der Gammawert berechnet sich aus: gamma = log(grw)/log(median),wobei median dem Medianwert aller Pixelwerte innerhalb des Brustbereiches vor der Gamma-Transformation entspricht.
Die Gamma-Korrektur erfolgt, in dem alle Pixelwerte g des Mammogramms nach der Formel: gneu = grwmin + ((g – grwmin)/(grwmax – grwmin))gamma·(grwmax – grwmin)transformiert werden.
Optimierung der Schärfe von Feinstrukturen: Schritt 140
Nach der globalen Kontrastoptimierung wird das Mammogramm einer Transformation unterzogen, die die Feinstrukturen deutlicher hervortreten lässt und damit den Eindruck einer schärferen Aufnahme hervorruft. 20a und 20b zeigen einen Ausschnitt des Mammogramms vor der Optimierung (20a) und nach der Optimierung (20b). Eine Übersicht des Verfahrensschritts 140 ist in 21 dargestellt.
Zur Optimierung der dargestellten Strukturen hinsichtlich ihrer Schärfe wird eine erneute Multiskalen-Zerlegung 141 durchgeführt, die das nach dem Schritt 130 bereits kontrastoptimierte Mammogramm K in einen Tiefpassanteil TS, drei Bandpassanteile BS1, BS2, BS3 und einen Hochpassanteil HS zerlegt. Der die gröbsten Strukturen enthaltene Bandpassanteil BS1 wird dabei so dimensioniert, dass die korrespondierende Strukturbreite ca. 4 mm beträgt. Die Strukturbreiten der nachfolgenden Bandpassanteile BS2, BS3 und des Hochpassanteils HS sind jeweils um den Faktor 2 skaliert.
Die Bandpassanteile BS1, BS2, BS3 und der Hochpassanteil HS werden insgesamt durch Multiplikation ihrer Pixelwerte mit einem Faktor verstärkt, wobei dieser Faktor für den Bandpass BS1 1.04 beträgt und sich für jeden weiteren Anteil BS2, BS3, HS um 0.04 auf 1.08, 1.12 bzw. 1.16 erhöht. Die einzelnen Anteile BS1, BS2, BS3, HS werden dann einer (verhaltenen) Gamma-Korrektur unterzogen (Gamma-Werte zwischen 0.97 und 0.82), so dass die Pixel mit geringeren Pixelwerten gegenüber denen mit höheren Pixelwerten leicht aufgewertet werden. Der Tiefpassanteil wird hierbei nicht verändert.
Nach erfolgter Modifikation der Bandpassanteile BS1, BS2, BS3 und des Hochpassanteils HS wird wiederum eine Multiskalen-Rekonstruktion 142 durchgeführt, deren Ergebnis ein geschärftes Mammogramm S ist, dargestellt in 22.
Generierung eines Hautlinienbildes: Schritt 150
Wie bereits vorangehend erwähnt, fehlt dem nach den Schritten 110 bis 140 erzeugten, im Kontrast und in der Schärfe optimiertem Mammogramm S ein ca. 2 mm breiter Bereich entlang des Randes der Mamma 12, der der so genannten Hautlinie entspricht. Diese Hautlinie wird im Schritt 150 generiert, indem aus dem ursprünglichen Mammogramm GR (siehe 3) ein weiteres Bild generiert wird, das eine solche Hautlinie in geeigneter Weise enthält.
Die Hautlinie liegt gerade in dem Bereich des ursprünglichen Mammogramms GR mit dem stärksten Helligkeitsabfall. Um die diesem globalen Helligkeitsabfall überlagerten Feinstrukturen erkennen zu können, wird das Mammogramm GR zu einem feinskaligen Gradientenbild transformiert. Dabei wird jedoch nicht das gesamte Mammogramm GR gradientengefiltert, sondern nur der Randbereich des abgebildeten Objektes, i. e. der Mamma 12. Der Innenbereich der Mamma 12 wird im Wesentlichen unverändert belassen, um später eine Kontrastangleichung von dem Hautlinienbild und dem kontrast- und schärfeoptimiertem Mammogramm S durchführen zu können.
Zum Randbereich der Mamma 12 werden hierbei alle Pixel gezählt, deren Pixelwert unterhalb eines Schwellwertes liegt. Der Schwellwert wird so gewählt, dass die Summe der Flächenanteile der Pixelwerte kleiner dem Schwellwert ein Drittel der Gesamtfläche des die Mamma 12 umfassenden Objektbereiches ausmacht. Von allen nicht zum Randbereich gehörenden Pixeln wird der Schwellwert abgezogen. Die Pixelwerte im Randbereich werden durch Gradientenwerte ersetzt, wobei sich die Gradientenwerte als Differenzen zwischen den Pixelwerten eines Mammogramm, das durch Filterung des ursprünglichen Mammogramms mit einem 1 mm² großen Mittelwertfilter erzeugt worden ist, und den Pixelwerten des ursprünglichen Mammogramms GR ergeben.
Ein derart generiertes Hautlinienbild HL ist in 23 dargestellt.
Übernahme der Hautlinie: Schritt 160
Die im Hautlinienbild enthaltene Hautlinie muss in das Mammogramm S (22) übernommen werden. Da sich durch die Anwendung der Verfahrensschritte 110–150 die Wertebereiche von kontrast- und schärfeoptimiertem Mammogramm S und dem Hautlinienbild HL gegenüber dem ursprünglichen Wertebereich verändert haben können, werden die beiden Mammogramme S, HL zunächst aneinander angepasst. Dazu werden aus dem kontrast- und schärfeoptimiertem Mammogramm S der Mittelwert und die Streuung der Pixelwerte innerhalb des Objektbereiches (Region of Interest) berechnet und das Hautlinienbild HL dann so transformiert, dass es innerhalb des Objektbereiches den gleichen Mittelwert und die gleiche Streuung aufweist.
Die Übernahme der Hautlinie erfolgt dann durch eine maskengesteuerte Überblendung. Dazu wird eine Hautlinienmaske MHL aus der Maske M0 des Objektbereichs (11) generiert, indem eine Kopie der Maske M0 erzeugt und invertiert wird, der weiße Bereich (Pixelwert 1) der invertierten Maske M0 dann um 1 mm nach außen erweitert (dilatiert) und anschließend um 3 mm nach außen ausgeblendet wird. Die Hautlinienmaske MHL für die Überblendung entsteht dann durch Multiplikation dieses Bildes mit der ursprünglichen Maske M0. Die so erzeugte Hautlinienmaske MHL ist in 24 dargestellt.
Anhand der Hautlinienmaske werden nun das Hautlinienbild (23) und das Mammogramm S zusammengefügt. Die Pixelwerte in der Hautlinienmaske steuern dabei, inwieweit die Pixelwerte des kontrast- und schärfeoptimiertem Mammogramm S gedämpft und durch Pixelwerte aus dem Hautlinienbild ersetzt werden. Im Bereich der Hautlinie (Pixelwert der Hautlinienmaske MHL gleich eins) wird so ausschließlich das Hautlinienbild berücksichtigt, während im Innenbereich der Mamma 12 (Pixelwert der Hautlinienmaske MHL gleich Null) ausschließlich das Mammogramm S eingeht.
Abschließend wird das resultierende Mammogramm auf den ursprünglichen Wertebereich reskaliert und der Hintergrundbereich wird auf den Pixelwert 0 gesetzt.
Das resultierende, in Kontrast und Schärfe optimierte und die Hautlinie enthaltende, nachbearbeitete Mammogramm GB ist in 25 dargestellt. Deutlich ist, dass das nachbearbeitete Mammogramm GB als Endergebnis des Nachbearbeitungsverfahrens global einen verbesserten, einheitlich großen Kontrast im Inneren des Objektbereichs (Mamma 12) aufweist und auch feine Strukturen im Inneren der Mamma 12 mit großer Schärfe dargestellt und insbesondere alle interessierenden Strukturen im Inneren der Mamma 12 deutlich wiedergegeben sind (siehe als Vergleich das ursprüngliche Mammogramm GR gemäß 3). Dieses Mammogramm kann nun in einfacher Weise von einem Arzt betrachtet und befundet werden. Eine zusätzliche Nachbearbeitung mittels Window-Level-Funktionen oder Look-up-Tables ist nicht erforderlich.
Der der Erfindung zugrunde liegende Gedanke ist nicht auf die vorangehend dargestellten Ausführungsbeispiele beschränkt. Insbesondere können andere Parameter für die durchgeführten Multiskalen-Zerlegungen und Transformationen verwendet und anwendungsbezogen optimiert werden. Die hier vorgestellten Parameter, beispielsweise die Grenzfrequenzen für die Anteile der unterschiedlichen Multiskalen-Zerlegungen, sind so nur beispielhaft zu verstehen und schließen gänzlich andere Parameterkombination nicht aus.

1: Roh-Mammogramm
11: Hintergrundbereich
12: Mamma
13: Innenbereich
14: Hautlinie
15: Musculus Pectoralis
2: Konturlinie
100: Backlight-Verfahren
110: Peripherer Dichteausgleich
120: Kontrastausgleich
130: Kontrastoptimierung
140: Schärfeoptimierung
150: Generierung eines Hautlinienbildes
160: Übernahme des Hautlinienbildes
A: Ausschnitt
B1, B2, B3, B4: Bandpassanteil
BS1, BS2, BS3: Bandpassanteil
E1, E2, E3, E4, E5: Ergebnisbild
ES1, ES2, ES3, ES4: Ergebnisbild
GB: Backlight-Mammogramm
GR: Roh-Mammogramm
H: Hochpassanteil
HS: Hochpassanteil
HL: Hautlinienbild
K: Kontrastoptimiertes Mammogramm
M0, M0', M0'': Maske
M1, M2, M3, M4, M5: Maske
MHL: Hautlinienmaske
O: Originalpixelverlauf
R, R': Helligkeitsoptimiertes Mammogramm
ROI: Region of Interest
S: Schärfeoptimiertes Mammogramm
T: Tiefpassanteil
T': Modifizierter Tiefpassanteil
TS: Tiefpassanteil

ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

- DE 102006021042 [0056]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

- P. Heinlein, J. Drexl, W. Schneider, „Integrated Wavelets for Enhancement of Microcalcifications in Digital Mammography", IEEE Trans. Med. Imaging, Vol. 22, No. 3, March 2003 [0081]

Claims

Verfahren zur Verarbeitung digitaler Mammogramme, die ein einen Randbereich aufweisendes, im Rahmen einer Mammografieuntersuchung gemessenes Objekt anhand von Pixeln, denen jeweils ein Pixelwert zugeordnet ist, abbilden, wobei aus einem digitalen ersten Mammogramm ein nachbearbeitetes, zweites Mammogramm erzeugt wird, dadurch gekennzeichnet, dass – in einem ersten Schritt (110) ein Helligkeitsabfall in einem dem Randbereich des Objekts (12) entsprechenden Bereich des ersten Mammogramms (GR) ausgeglichen wird, indem das erste Mammogramm (GR) mittels einer Multiskalen-Zerlegung in unterschiedliche Anteile (T, B1, B2, B3, B4, H) zerlegt wird, die getrennt voneinander modifiziert und anschließend zu einem helligkeitsoptimierten Mammogramm (R) rekonstruiert werden, und – in mindestens einem zweiten Schritt (120, 130, 140, 150, 160) aus dem helligkeitsoptimierten Mammogramm (R) das nachbearbeitete, zweite Mammogramm (GB) erzeugt wird, indem der Kontrast der Pixelwerte des helligkeitsoptimierten Mammogramms (R) und/oder die Schärfe von in dem abgebildeten Objekt (12) enthaltenen Strukturen optimiert werden.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass für die Multiskalen-Zerlegung das erste Mammogramm (GR) in einen Tiefpassanteil (T), mindestens einen Bandpassanteil (B1, B2, B3, B4) und einen Hochpassanteil (H) zerlegt wird.
Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass der mindestens eine Bandpassanteil (B1, B2, B3, B4) und der Hochpassanteil (H) mit aus einer Konturlinie (2) des abgebildeten Objektes (12) erhaltenen Masken (M1, M2, M3, M4, M5) derart modifiziert werden, dass jeweils ein dem Randbereich des abgebildeten Objektes (12) entsprechender Bereich des mindestens einen Bandpassanteils (B1, B2, B3, B4) und des Hochpassanteils (H) abgeschnitten wird.
Verfahren nach Anspruch 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, dass der Tiefpassanteil (T) modifiziert wird, indem von den Pixelwerten der Pixel des Tiefpassanteils (T) ein Schwellwert subtrahiert wird und negative Pixelwerte anschließend auf Null gesetzt werden.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass nach der Rekonstruktion der modifizierten Anteile (T', E1, E2, E3, E4, E5) des ersten Mammogramms (GB) zu dem helligkeitsoptimierten Mammogramm (R) der Kontrast des helligkeitsoptimierten Mammogramms (R) angeglichen wird, indem die Streuung der Pixelwerte des helligkeitsoptimierten Mammogramms (R) einem Streuungsmaß angeglichen wird.
Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass hierzu – das helligkeitsoptimierte Mammogramm (R) in einen Hochpassanteil und einen Tiefpassanteil zerlegt wird, – anhand einer Konturlinie (2) des abgebildeten Objektes (12) ein Zentralbereich bestimmt wird, – das Streuungsmaß durch Mittelung des Betrags der Pixelwerte des Hochpassanteils des helligkeitsoptimierten Mammogramms (R) in dem Zentralbereich bestimmt wird, – anhand des Streuungsmaßes der Hochpassanteil des helligkeitsoptimierten Mammogramms (R) modifiziert wird, – der Tiefpassanteil und der Hochpassanteil rekonstruiert werden.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Kontrast des helligkeitsoptimierten Mammogramms (R) optimiert wird, indem die Pixelwerte des helligkeitsoptimierten Mammogramms (R) einer Gamma-Korrektur unterzogen werden, so dass nach der Gamma-Korrektur der Mittelwert der Pixelwerte innerhalb eines dem abgebildeten Objekt (12) entsprechenden Bereichs einem vorbestimmten Wert entspricht.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Schärfe von in dem abgebildeten Objekt (12) enthaltenen Strukturen optimiert wird, indem das helligkeitsoptimierte Mammogramm (R) durch eine weitere Multiskalen-Zerlegung in unterschiedliche Anteile (TS, BS1, BS2, BS3, HS) zerlegt wird, die getrennt modifiziert und anschließend rekonstruiert werden.
Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Anteile (TS, BS1, BS2, BS3, HS) zur Modifikation jeweils einer Gamma-Korrektur unterzogen und anschließend rekonstruiert werden.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass aus dem ersten Mammogramm (GR) eine Hautlinie (14) des abgebildeten Objektes (12) generiert wird, die dem nachbearbeiteten zweiten Mammogramm (GB) hinzugefügt wird.
Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass zur Generierung der Hautlinie (14) aus dem ersten Mammogramm (GR) ein Gradientenbild erzeugt wird, indem ein dem Randbereich des abgebildeten Objektes (12) entsprechender Bereich gradientengefiltert wird.
Verfahren nach Anspruch 10 oder 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Hautlinie (14) mittels einer aus einer Konturlinie (2) des abgebildeten Objektes (12) erzeugten Maske (MHL) extrahiert wird.
Vorrichtung zur Verarbeitung digitaler Mammogramme, die ein einen Randbereich aufweisendes, im Rahmen einer Mammografieuntersuchung gemessenes Objekt anhand von Pixeln, denen jeweils ein Pixelwert zugeordnet ist, abbilden, wobei die Vorrichtung aus einem digitalen ersten Mammogramm ein nachbearbeitetes, zweites Mammogramm erzeugt, gekennzeichnet durch – Mittel zum Ausgleich eines Helligkeitsabfalls in einem dem Randbereich des Objekts (12) entsprechenden Bereich des ersten Mammogramms (GR), die ausgebildet und vorgesehen sind, das erste Mammogramm (GR) mittels einer Multiskalen-Zerlegung in unterschiedliche Anteile (T, B1, B2, B3, B4, H) zu zerlegen, getrennt voneinander zu modifizieren und anschließend zu einem helligkeitsoptimierten Mammogramm (R) zu rekonstruieren, und – Mittel zur Erzeugung des nachbearbeiteten, zweiten Mammogramms (GB), die ausgebildet und vorgesehen sind, den Kontrast der Pixelwerte des helligkeitsoptimierten Mammogramms (R) und die Schärfe von in dem abgebildeten Objekt (12) enthaltenen Strukturen zu optimieren.