專利名稱：計(jì)算機(jī)輔助識(shí)別斷層造影中高對(duì)比度對(duì)象的方法和系統(tǒng)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種方法和一種系統(tǒng)，用于計(jì)算機(jī)輔助識(shí)別患者的斷層造影拍攝中的高對(duì)比度對(duì)象，特別是涉及一種專用濾波器的應(yīng)用。
背景技術(shù)：
這種用于計(jì)算機(jī)輔助識(shí)別斷層造影拍攝中的高對(duì)比度對(duì)象的方法和這樣的系統(tǒng)普遍公知。在這種情況下，例如肺或結(jié)腸上的病灶可借助于斷層造影拍攝進(jìn)行計(jì)算機(jī)輔助尋找，如果適用相應(yīng)標(biāo)準(zhǔn)的話，在顯示屏上以適當(dāng)?shù)姆绞较虿僮魅藛T顯示。在本發(fā)明意義上談到的高對(duì)比度對(duì)象是利用與人體組織相比具有強(qiáng)度不同的吸收性能的造影劑，像空氣、含碘的或者含鑭系元素的液體得到顯示時(shí)的組織輪廓。
這些檢查方法例如在文獻(xiàn)US 6556696 B1或者文件號(hào)為DE 10 2004 060931.4-35的未提前公開的德國專利申請(qǐng)中有所介紹。
在那里所介紹的方法中，將計(jì)算機(jī)輔助找到的病灶在顯示屏上以不同的顯示方式向操作人員顯示，其中，操作人員觀察這些病灶，例如腸內(nèi)的息肉并在其病理方面的重要性方面進(jìn)行診斷。
這種方法中存在的問題是，一方面無論如何要識(shí)別實(shí)際存在的病灶，也就是說，自動(dòng)檢測(cè)的靈敏度必須相當(dāng)高，另一方面在與此相關(guān)的非常多數(shù)量的假陽性結(jié)果的情況下，特別是在采用低劑量的數(shù)據(jù)組情況下，手工后續(xù)診斷所花費(fèi)的時(shí)間大大上升。

發(fā)明內(nèi)容
因此本發(fā)明要解決的技術(shù)問題在于，對(duì)自動(dòng)識(shí)別斷層造影拍攝中高對(duì)比度對(duì)象的本身公知的方法這樣進(jìn)行改進(jìn)，使其一方面減少假陽性檢測(cè)的數(shù)量，但另一方面不會(huì)由此使真陽性的識(shí)別變差。
根據(jù)不斷努力以盡可能小的劑量負(fù)擔(dān)對(duì)患者進(jìn)行放射性檢查和所要檢查的病灶為高對(duì)比度對(duì)象這種特性，在計(jì)算機(jī)斷層造影中通常以非常低的劑量進(jìn)行操作。由此立體數(shù)據(jù)中存在的噪聲導(dǎo)致低對(duì)比度對(duì)象中的診斷變得困難。例如大腸CT數(shù)據(jù)組中肝病灶的隨機(jī)診斷因此不再能夠或者只能非常有限地進(jìn)行。為提高這種低對(duì)比度對(duì)象的可識(shí)別性，公知使用非線性邊緣保持濾波器，這種濾波器使診斷得到明顯改善。
對(duì)高對(duì)比度對(duì)象，例如肺或結(jié)腸中的病灶的計(jì)算機(jī)輔助自動(dòng)檢測(cè)(CAD，computer aided detection)，除了所尋找的真正“真陽性”病灶外，也會(huì)找到錯(cuò)誤結(jié)果，也就是“假陽性”病灶。對(duì)錯(cuò)誤結(jié)果必須與對(duì)真正的病灶一樣附加地進(jìn)行手工檢查。因此高假陽性率導(dǎo)致增加了診斷時(shí)間并因此是不希望的。開發(fā)CAD算法的目標(biāo)是，找到盡可能多的病灶并且同時(shí)使假陽性結(jié)果的數(shù)量保持在盡可能低的程度上。不希望的CAD結(jié)果的原因一方面在于，CAD算法根據(jù)是體內(nèi)具有相似特征的結(jié)構(gòu)進(jìn)行優(yōu)化的。但另一方面，由于計(jì)算機(jī)斷層造影中的低劑量造成的例如運(yùn)動(dòng)偽影或者噪聲這些測(cè)量中的不充分性而導(dǎo)致假陽性的結(jié)果。
情況出人意料地表明，將本來用于抑制醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)噪聲的數(shù)字濾波器在處理CAD算法中所使用的再現(xiàn)立體數(shù)據(jù)時(shí)使用，可以降低假陽性結(jié)果的數(shù)量，而不影響對(duì)真正病灶(true positives)的尋找結(jié)果。
簡單的線性低通濾波器雖然可以非常有效地抑制噪聲，但在這種情況下對(duì)較小的結(jié)構(gòu)也造成這樣的干擾，使后面的CAD算法不再能夠以所要求的質(zhì)量找到所尋找的病灶。這樣對(duì)真陽性結(jié)果產(chǎn)生不利影響。因此這種濾波器不能使用。
對(duì)于CAD算法的應(yīng)用來說，非線性濾波器，特別是抑制噪聲但對(duì)邊緣并因此對(duì)結(jié)構(gòu)沒有明顯影響的邊緣保持非線性濾波器，被證明是有益的。例如，這種濾波器在與算法的結(jié)合下可以用于自動(dòng)檢測(cè)肺結(jié)核或者腸息肉，其中，這些算法涉及高對(duì)比度對(duì)象，也就是涉及充滿空氣的肺內(nèi)的肺結(jié)核或涉及充滿空氣的腸內(nèi)的腸息肉。由此所提出的這種濾波器對(duì)所尋找的病灶的表面沒有或者僅有不明顯的影響，而且對(duì)真正病灶的檢測(cè)率沒有影響。
在檢查9個(gè)數(shù)據(jù)組(9-80mAs，平均值21mAs)時(shí)，假陽性結(jié)果從46個(gè)降低到34個(gè)。這相當(dāng)于降低了約25％，其中，對(duì)真陽性結(jié)果沒有影響。在另外9個(gè)數(shù)據(jù)組(80-165mAs，平均值102mAs)中沒能達(dá)到明顯改善。
本發(fā)明人因此認(rèn)識(shí)到，將用于改善視覺上低對(duì)比度拍攝顯示的本身公知的濾波器，最好是邊緣保持濾波器，按照在用于計(jì)算機(jī)輔助識(shí)別病灶的斷層造影顯示上的使用進(jìn)行使用，在使用這種濾波器后大大降低了病灶假陽性識(shí)別的數(shù)量，而同時(shí)真陽性識(shí)別的數(shù)量并未由此受到影響。
據(jù)此本發(fā)明人提出，將至少一個(gè)非線性濾波器用于患者的再現(xiàn)的斷層造影顯示數(shù)據(jù)，其中，經(jīng)這樣濾波的斷層造影顯示數(shù)據(jù)用于對(duì)高對(duì)比度對(duì)象的計(jì)算機(jī)輔助診斷。情況表明，在利用自動(dòng)診斷系統(tǒng)的算法對(duì)斷層造影數(shù)據(jù)進(jìn)行處理之前，將至少一個(gè)適當(dāng)?shù)姆蔷€性濾波器在斷層造影數(shù)據(jù)上的這種應(yīng)用降低了假陽性診斷。
當(dāng)至少一個(gè)非線性濾波器是一個(gè)邊緣保持濾波器時(shí)，這種效果尤其明顯。在這種情況下，同時(shí)也避免了真陽性診斷結(jié)果受到不利影響。特別具有優(yōu)點(diǎn)的是采用至少一個(gè)線性和/或者至少一個(gè)非線性濾波器的組合。
依據(jù)本發(fā)明可以在所述的與計(jì)算機(jī)輔助診斷的結(jié)合上使用的類似邊緣保持濾波例如在文件號(hào)為DE 10 2004 008 979.5-53的德國專利申請(qǐng)中有所介紹。該文獻(xiàn)的公開內(nèi)容為此在此全文引用。
在一特別的實(shí)施方式中本發(fā)明人具體提出，為患者的斷層造影顯示使用一種立體模型，該立體模型將患者的立體相應(yīng)于具有原始圖像體素的第一數(shù)據(jù)組劃分成多個(gè)具有個(gè)性化圖像值的三維圖像體素，并且每個(gè)體素的圖像值反映在該立體中檢查對(duì)象的對(duì)象專有特性，在再現(xiàn)整個(gè)立體之后對(duì)每個(gè)圖像體素計(jì)算在預(yù)先規(guī)定的范圍或者半徑R內(nèi)的圖像體素的方差，對(duì)每個(gè)圖像體素確定最大方差的方向，以識(shí)別對(duì)比度突變及其利用其切面T來識(shí)別其空間定向，并為切面上的每個(gè)圖像體素確定最小方差的方向。在此這樣實(shí)施濾波利用一個(gè)在整個(gè)圖像范圍上相同的2D濾波器和兩個(gè)具有從此前計(jì)算的方差極限值中得出的、選擇的方向的不同線性濾波器對(duì)原始圖像體素進(jìn)行處理，其中，得出三個(gè)具有不同經(jīng)濾波的圖像體素的數(shù)據(jù)組，并將原始圖像體素與經(jīng)濾波的圖像體素在使用局部加權(quán)的情況下混合成結(jié)果圖像。
通過這種特殊的濾波利用最小的計(jì)算時(shí)間達(dá)到大大抑制噪聲和同時(shí)獲得結(jié)構(gòu)的清晰度，從而在后面的對(duì)結(jié)構(gòu)的計(jì)算機(jī)輔助分析中僅記錄下很少的假陽性結(jié)果。
這種濾波的其他結(jié)合在未提前公開的德國專利申請(qǐng)DE 10 2005 038 940.6中有所介紹。該文獻(xiàn)的公開內(nèi)容為此在此全文引用。
在一種特別的實(shí)施方式中本發(fā)明人提出，作為2D濾波器，在二維平面體素集合上實(shí)施二維各向同性卷積，并在體素IIF上產(chǎn)生第二數(shù)據(jù)組。這種各向同性卷積可以在局部空間內(nèi)進(jìn)行，但具有優(yōu)點(diǎn)的是該各向同性卷積在頻率空間內(nèi)進(jìn)行，其中，將所述第一數(shù)據(jù)組逐平面地相應(yīng)于所述在整個(gè)圖像范圍上相同的2D濾波器的定向、利用傅里葉變換變換到頻率空間中，在那里與各向同性2D濾波函數(shù)相乘并在此后反變換到局部空間內(nèi)。
依據(jù)本發(fā)明可以在第一數(shù)據(jù)組上使用第一局部和線性濾波器，該濾波器分別在局部最小方差 的方向上定向并且在體素IALF，min上產(chǎn)生第三數(shù)據(jù)組。
相應(yīng)地可以使用第二線性局部可變并與切面T垂直定向的濾波器，其中，與切面的垂直線利用v→⊥=v→min×v→max]]>確定并通過其應(yīng)用在體素IALF，max上產(chǎn)生第四數(shù)據(jù)組。與這種濾波相關(guān)需要強(qiáng)調(diào)的是，所述局部可變?yōu)V波器也可以在所有體素上是相同的。
為確保結(jié)果數(shù)據(jù)組的標(biāo)準(zhǔn)化，在混合四個(gè)數(shù)據(jù)組時(shí)，從第二至第四數(shù)據(jù)組IIF、IALF，min和IALF，⊥的加權(quán)和中加權(quán)減去第一數(shù)據(jù)組Iorg。
與混合四個(gè)數(shù)據(jù)組時(shí)的加權(quán)相關(guān)，這種加權(quán)可以取決于所觀察的圖像體素直接環(huán)境的各向同性或各向異性以及局部方差進(jìn)行調(diào)整。
在這種情況下特別具有優(yōu)點(diǎn)的是，四個(gè)數(shù)據(jù)組的加權(quán)混合根據(jù)下列公式實(shí)施Ifinal＝(1-w)·Iorig+w·[w3D·I3D+(1-w3D)·I2D]，其中I3D＝IIF+IALF，min-Iorig以及I2D＝wIF·IIF+(1-wIF)·[IALF，min+w⊥·(IALF，⊥-Iorig)]，其中，加權(quán)系數(shù)具有以下意義w所觀察的像素上最小局部方差vmin的度量，w3D三維空間內(nèi)各向異性η3D的度量，wIF濾波器IIF平面內(nèi)各向異性ηIF的度量，w⊥方向v⊥和vmin上各向異性η⊥的度量。
在這種情況下，三維空間上的各向異性η3D可以利用下列公式計(jì)算η3D=vmax-vminvmax+vmin,]]>
其中，加權(quán)系數(shù)w3D例如可以從w3D＝1-η3D中計(jì)算出。
濾波器IIF平面上的各向異性ηIF可以利用下列公式計(jì)算ηIF=vmaxIF-vminIFvmaxIF+vminIF,]]>其中，vmaxIF和vminIF表示濾波器IIF方向上的最大和最小方差。在此，在這里加權(quán)系數(shù)wIF例如也可以從wIF＝1-ηIF中計(jì)算出。
此外，方向v⊥和vmin上的各向異性η⊥可以通過公式η⊥=v⊥-vminv⊥+vmin]]>表示，其中，加權(quán)系數(shù)w⊥具有優(yōu)點(diǎn)地可以從w⊥＝1-η⊥計(jì)算得出。
需要強(qiáng)調(diào)指出的是，加權(quán)系數(shù)可與各所述的重要方差具有不同的函數(shù)關(guān)系，并且在此所述的關(guān)系僅是舉例。同樣也可以使用任意的，需要時(shí)為線性的函數(shù)，例如w＝aηb+c或者類似函數(shù)，其中，可以為使用者提供為最佳濾波結(jié)果而相應(yīng)匹配參數(shù)的可能性。


下面借助附圖對(duì)本發(fā)明進(jìn)行詳細(xì)說明，其中，僅示出對(duì)理解本發(fā)明所需的特征。在此方面使用下列附圖符號(hào)1CT系統(tǒng)；2X射線管；3檢測(cè)器；4可選擇的第二X射線管；5可選擇的第二檢測(cè)器；6掃描架外殼；7患者；8患者檢查床；9系統(tǒng)軸；10控制和計(jì)算單元；11控制和計(jì)算單元的存儲(chǔ)器；12再現(xiàn)的立體顯示；13邊緣識(shí)別；14軸向各向同性濾波器；15方向v⊥上的自適應(yīng)線性濾波；16方向vmin上的自適應(yīng)線性濾波；17采用局部加權(quán)的混合；18濾波的斷層造影顯示或者立體顯示；19病灶的計(jì)算機(jī)輔助識(shí)別；20濾波器；I感興趣區(qū)域的矢狀X射線斷層造影顯示；II感興趣區(qū)域的軸向斷層造影視圖；III感興趣區(qū)域的虛擬內(nèi)發(fā)光視圖；IV結(jié)腸的三維分割全貌顯示。
其中圖1示出依據(jù)本發(fā)明的具有控制和計(jì)算單元的CT系統(tǒng)以及計(jì)算機(jī)輔助識(shí)別病灶之前的示例濾波的示意圖；圖2示出所找到的假陽性病灶顯示屏節(jié)選；圖3示出相同部位上在依據(jù)本發(fā)明濾波之后由此得到減少了的假陽性識(shí)別的顯示屏節(jié)選；圖4示出無事先濾波的具有陽性識(shí)別病灶的其他區(qū)域的顯示屏節(jié)選；以及圖5示出經(jīng)事先濾波后并在保持陽性識(shí)別該病灶情況下圖4部位顯示屏節(jié)選的圖示。
具體實(shí)施例方式
圖1示出非線性濾波在與計(jì)算機(jī)斷層造影系統(tǒng)結(jié)合下應(yīng)用的優(yōu)選實(shí)施例。計(jì)算機(jī)斷層造影系統(tǒng)1具有X射線管2，它與檢測(cè)器3相對(duì)地設(shè)置在掃描架外殼6內(nèi)的掃描架上?？梢赃x擇附加另一個(gè)由X射線管4和固定在掃描架上的另一個(gè)檢測(cè)器5構(gòu)成的X射線管/檢測(cè)器系統(tǒng)，從而掃描和數(shù)據(jù)檢測(cè)也可以通過一個(gè)以上的X射線管/檢測(cè)器系統(tǒng)進(jìn)行?；颊?處于可沿系統(tǒng)軸9移動(dòng)的患者檢查床8上，從而該患者在X射線管/檢測(cè)器系統(tǒng)2、3旋轉(zhuǎn)期間可以移動(dòng)經(jīng)過掃描區(qū)并完成對(duì)患者的螺旋式掃描。
該系統(tǒng)的控制和對(duì)檢測(cè)器數(shù)據(jù)的分析包括截面圖像或者立體數(shù)據(jù)再現(xiàn)在內(nèi)通過控制和計(jì)算單元10進(jìn)行，其中-象征性示出-存儲(chǔ)器11內(nèi)儲(chǔ)存需要時(shí)執(zhí)行的程序Prg1-Prgn。通過這些程序再現(xiàn)的立體數(shù)據(jù)12依據(jù)本發(fā)明在這里通過虛線方框20示出的濾波步驟中處理。為此在這些立體數(shù)據(jù)12的基礎(chǔ)上在方法步驟13中實(shí)施邊緣檢測(cè)，其中，測(cè)定最小和最大方差vmin和vmax向量的方向并確定方向v⊥。
原始圖像數(shù)據(jù)的濾波在方法步驟14、15和16中依據(jù)下列規(guī)程進(jìn)行方法步驟14涉及采用一個(gè)固定的2D濾波器進(jìn)行的軸向平面濾波。在此，例如在頻率空間中在二維平面體素集合上相等地進(jìn)行二維各向同性卷積。為此將軸向圖像借助傅里葉變換轉(zhuǎn)換到頻率空間內(nèi)，在那里與各向同性的2D濾波函數(shù)相乘并在此后重新變換到局部空間內(nèi)。需要指出的是，也可以選擇直接在局部空間內(nèi)進(jìn)行卷積，其中，可以根據(jù)所使用的硬件更加快速地執(zhí)行這種或者其他方案。
這種濾波對(duì)整個(gè)數(shù)據(jù)組相同并且該結(jié)果現(xiàn)在存儲(chǔ)在新的數(shù)據(jù)組IIF內(nèi)。此外，在步驟15和16內(nèi)實(shí)施兩種局部不同的濾波，其中，其局部區(qū)別取決于向量vmin和v⊥的方向。
在方法步驟15中，方向v⊥上的線性濾波通過利用一維核的卷積進(jìn)行，其中，該一維核可以對(duì)所有數(shù)據(jù)組相同，并且僅有濾波器的方向與向量v⊥的方向相應(yīng)有所不同。
相應(yīng)地在方法步驟16中同樣進(jìn)行線性濾波，但這里是在向量vmin的方向上。這一點(diǎn)也可以通過利用一維核的卷積進(jìn)行，該一維核需要時(shí)關(guān)于整個(gè)數(shù)據(jù)組相同并且在這里濾波器的方向也與最小方差vmin的方向相應(yīng)地局部自適應(yīng)。通過兩個(gè)方法步驟15和16產(chǎn)生這樣的新數(shù)據(jù)組IALF，⊥和IALF，min，隨后對(duì)其進(jìn)一步處理。
在進(jìn)一步處理中，在方法步驟17中現(xiàn)在將現(xiàn)有的四個(gè)數(shù)據(jù)組IIF、IALF，⊥和IALF，min與Iorig混合，其中，混合的加權(quán)取決于各所觀察的體素的環(huán)境。在這種混合中注意下列原則如果一個(gè)體素的環(huán)境為各向同性的，也就是vmin和vmax的值是可比較的，那么可以有效地利用3D濾波器平滑。因?yàn)椴淮嬖谠摓V波器，所以利用數(shù)據(jù)組IIF、IALF形成一個(gè)適當(dāng)?shù)慕M合。在此，需要減去原始體素，以便不對(duì)該原始體素雙重計(jì)數(shù)。對(duì)按照這種方式偽3D濾波的分量部分根據(jù)各向同性進(jìn)行計(jì)算，其中，在各向異性較大的情況下加權(quán)應(yīng)較小，反之亦然。
如果確定了各向異性，那么可以由現(xiàn)有的濾波器構(gòu)成一個(gè)與局部情況匹配的1D或2D濾波器。對(duì)此在軸向和vmin/v⊥平面上考慮該各向異性。如果在這些平面之一上存在各向同性的情況，那么從現(xiàn)有的濾波器中組合出一個(gè)“偽2D濾波器”。在較高的各向異性下，在方向vmin上剩下一維濾波器。
此前所述值的總加權(quán)根據(jù)局部方差進(jìn)行調(diào)整，其中，大的方差意味著小的加權(quán)或者相反。在這種情況下，充分利用眼睛觀察高對(duì)比度結(jié)構(gòu)附近噪聲的衰弱。同時(shí)按照這種方式可以確保獲得小的高對(duì)比度結(jié)構(gòu)。作為度量在這種情況下使用局部方差vmin，因?yàn)樵摲讲顭o結(jié)構(gòu)性噪聲。
通過這種濾波計(jì)算出新的立體數(shù)據(jù)組或者圖像數(shù)據(jù)組18，依據(jù)本發(fā)明將其轉(zhuǎn)移到方法步驟19中，進(jìn)行高對(duì)比度對(duì)象本身公知的實(shí)際的計(jì)算機(jī)輔助識(shí)別。這些高對(duì)比度對(duì)象，也就是找到的病灶然后在計(jì)算和控制單元10的顯示屏上顯示。一般情況下，操作人員現(xiàn)在檢查計(jì)算機(jī)輔助找到的病灶并鑒定其診斷上的重要性。在這種情況下重要的是，通過依據(jù)本發(fā)明前置的濾波過程大大降低找到的假陽性病灶的數(shù)量，而同時(shí)這種附加的濾波方法并未抑制識(shí)別出的真陽性病灶。
圖2-5示出在計(jì)算機(jī)輔助識(shí)別之前有和無依據(jù)本發(fā)明的濾波的不同情況的圖像節(jié)選舉例。
圖2示出計(jì)算機(jī)輔助識(shí)別的病灶的圖像節(jié)選。左側(cè)的方框I示出找到的病灶的矢狀截面，該病灶在這里稱為c25a。第二方框II示出該找到的病灶c25a的軸向截面。第三方框III示出從CT數(shù)據(jù)中獲取的虛擬內(nèi)發(fā)光的視圖。第四方框IV最后以找到的假陽性病灶c25a所示位置示出所檢查的結(jié)腸的全貌顯示。
對(duì)結(jié)腸的計(jì)算機(jī)輔助分析在圖2的情況下可能把結(jié)腸中的糞便作為假陽性病灶識(shí)別，并因此將其顯示以用于手工檢查診斷。
如果在計(jì)算機(jī)輔助診斷之前將所使用的CT顯示利用非線性濾波器進(jìn)行處理，那么產(chǎn)生圖3的情況。那里再次顯示出圖2中相同的部位，其中，可以看到計(jì)算機(jī)程序在該部位上不再顯示病灶。
圖4示出結(jié)腸中的另一部位，其中，圖4示出沒有依據(jù)本發(fā)明的事先濾波情況下的病灶c22a，該病灶實(shí)際上也通過例如在標(biāo)記x19a上可識(shí)別的手工診斷找到。
圖5再次示出圖4中的相同部位，其中，在這里通過CT顯示實(shí)施邊緣保持的非線性濾波。盡管經(jīng)過濾波該部位也通過分析程序作為這里是cla的病灶找到。陽性結(jié)果因此并未受到附加的濾波抑制。
統(tǒng)計(jì)研究表明，通過對(duì)用于計(jì)算機(jī)輔助檢測(cè)病灶的CT顯示依據(jù)本發(fā)明的預(yù)濾波，實(shí)際上由分析軟件檢測(cè)出的假陽性結(jié)果明顯減少，而找到的真陽性病灶并未受到這種濾波的影響。
不言而喻，本發(fā)明的上述特征不僅可以用于各所列舉的組合，而且也可以在不偏離本發(fā)明范圍的情況下以其他組合或者單獨(dú)使用。
權(quán)利要求
1.一種用于計(jì)算機(jī)輔助識(shí)別X射線計(jì)算機(jī)斷層造影中高對(duì)比度對(duì)象(c22a)的方法，其中，在進(jìn)行計(jì)算機(jī)輔助識(shí)別高對(duì)比度對(duì)象(c22a)之前將至少一個(gè)非線性濾波器(20)用于患者(7)的再現(xiàn)的斷層造影顯示數(shù)據(jù)(12)。
2.按前述權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，所述至少一個(gè)非線性濾波器(20)為邊緣保持濾波器。
3.按前述權(quán)利要求1或2所述的方法，其特征在于，使用線性和/或者非線性濾波器的組合。
4.按前述權(quán)利要求1至3之一所述的方法，其特征在于，為產(chǎn)生所述斷層造影顯示數(shù)據(jù)(12)使用立體模型，它相應(yīng)于具有原始圖像體素(Iorg)的第一數(shù)據(jù)組，將檢查體劃分成多個(gè)具有個(gè)性化圖像值的三維圖像體素，以及4.1每個(gè)體素的圖像值反映在檢查體中患者(7)的對(duì)象專有特性，其中，4.2在再現(xiàn)之后對(duì)每個(gè)圖像體素在預(yù)先規(guī)定的范圍或者半徑內(nèi)計(jì)算圖像值的方差，4.3對(duì)每個(gè)圖像體素確定最大方差 的方向，以識(shí)別對(duì)比度突變及其利用其切面識(shí)別其空間定向，4.4對(duì)切面中的每個(gè)圖像體素確定最小方差 的方向，4.5對(duì)原始圖像體素(Iorg)利用一個(gè)在整個(gè)圖像范圍上相同的2D濾波器和兩個(gè)器具有從此前計(jì)算的方差 的極限值中得出的選擇的方向的不同的線性濾波進(jìn)行處理，其中，得出三個(gè)具有不同的經(jīng)濾波的圖像體素(IIF、IALF，min和IALF，⊥)的數(shù)據(jù)組，以及4.6將原始圖像體素(Iorg)與經(jīng)濾波的圖像體素(IIF、IALF，min和IALF，X)在使用局部加權(quán)的情況下混合成結(jié)果圖像(Ifinal)。
5.按前述權(quán)利要求4所述的方法，其特征在于，作為所述2D濾波器在二維平面體素集合上實(shí)施二維各向同性卷積，并在體素(IIF)上產(chǎn)生第二數(shù)據(jù)組。
6.按前述權(quán)利要求5所述的方法，其特征在于，所述各向同性卷積在局部空間內(nèi)進(jìn)行。
7.按前述權(quán)利要求5所述的方法，其特征在于，所述各向同性卷積在頻率空間內(nèi)進(jìn)行。
8.按前述權(quán)利要求7所述的方法，其特征在于，所述各向同性卷積在頻率空間內(nèi)進(jìn)行，方法是將所述第一數(shù)據(jù)組逐平面地相應(yīng)于所述在全部圖像范圍上相同的2D濾波器的定向、利用傅里葉變換變換到頻率空間中，在那里與各向同性2D濾波函數(shù)相乘并在此后反變換到局部空間內(nèi)。
9.按前述權(quán)利要求4至8之一所述的方法，其特征在于，第一線性濾波器(16)局部可變并在局部最小方差 的方向上定向，其中，在體素(IALF，min)上產(chǎn)生第三數(shù)據(jù)組。
10.按前述權(quán)利要求4至9之一所述的方法，其特征在于，第二線性濾波器(15)局部可變并與 和 垂直定向，以及在體素(IALF，max)上產(chǎn)生第四數(shù)據(jù)組。
11.按前述權(quán)利要求4至10之一所述的方法，其特征在于，在混合所述四個(gè)數(shù)據(jù)組時(shí)，從第二至第四數(shù)據(jù)組(IIF、IALF，min和IALF，⊥)的加權(quán)和中加權(quán)減去第一數(shù)據(jù)組(Iorg)。
12.按前述權(quán)利要求4至11之一所述的方法，其特征在于，在混合所述四個(gè)數(shù)據(jù)組時(shí)的加權(quán)取決于所觀察的圖像體素直接環(huán)境的各向同性/各向異性性，并由局部方差進(jìn)行調(diào)整。
13.按前述權(quán)利要求4至12之一所述的方法，其特征在于，所述四個(gè)數(shù)據(jù)組的加權(quán)混合根據(jù)下列公式實(shí)施Ifinal＝(1-w)·Iorig+w·[w3D·I3D+(1-w3D)·I2D]，其中I3D＝IIF+IALF，min-Iorig以及I2D＝wIF·IIF+(1-wIF)·[IALF，min+w⊥·(IALF，⊥-Iorig)]，其中，加權(quán)系數(shù)具有以下意義w所觀察的像素上最小局部方差vmin的度量，w3D三維空間內(nèi)各向異性η3D的度量，wIF濾波器IIF平面內(nèi)各向異性ηIF的度量，w⊥方向v⊥和vmin上各向異性η⊥的度量。
14.按前述權(quán)利要求13所述的方法，其特征在于，所述三維空間內(nèi)的各向異性η3D利用下列公式計(jì)算η3D=vmax-vminvmax+vmin.]]>
15.按前述權(quán)利要求14所述的方法，其特征在于，所述加權(quán)系數(shù)w3D利用下列公式計(jì)算w3D＝1-η3D。
16.按前述權(quán)利要求14或15所述的方法，其特征在于，所述濾波器IIF平面內(nèi)的各向異性ηIF利用下列公式計(jì)算ηIF=vmaxIF-vminIFvmaxIF+vminIF]]>其中，vmaxIF和vminIF表示濾波器IIF平面內(nèi)的最大和最小方差。
17.按前述權(quán)利要求14至16之一所述的方法，其特征在于，所述加權(quán)系數(shù)wIF利用下列公式計(jì)算wIF＝1-ηIF。
18.按前述權(quán)利要求14至17之一所述的方法，其特征在于，所述方向v⊥和vmin上的各向異性η⊥利用下列公式計(jì)算η⊥=v⊥-vminv⊥+vmin.]]>
19.按前述權(quán)利要求14至18之一所述的方法，其特征在于，所述加權(quán)系數(shù)w⊥利用下列公式計(jì)算w⊥＝1-η⊥。
20.一種用于計(jì)算機(jī)輔助識(shí)別在患者的斷層造影顯示中，最好在CT、NMR或者斷層造影超聲波顯示中的高對(duì)比度對(duì)象的系統(tǒng)，具有至少一個(gè)拍攝裝置和一個(gè)具有用于運(yùn)行系統(tǒng)的計(jì)算機(jī)程序的計(jì)算機(jī)，其特征在于，該系統(tǒng)包括在運(yùn)行中實(shí)施前述方法權(quán)利要求之一的方法步驟的程序代碼。
全文摘要
本發(fā)明涉及至少一個(gè)非線性濾波器(20)在患者(7)的再現(xiàn)的斷層造影顯示數(shù)據(jù)(12)上的應(yīng)用，其中，將這樣經(jīng)濾波的顯示數(shù)據(jù)(18)用于計(jì)算機(jī)輔助識(shí)別高對(duì)比度對(duì)象(c22a)。此外，本發(fā)明還涉及一種系統(tǒng)，用于計(jì)算機(jī)輔助識(shí)別在患者的斷層造影顯示中，最好在CT、NMR或者斷層造影超聲波顯示中的高對(duì)比度對(duì)象，具有至少一個(gè)拍攝裝置和一個(gè)具有用于運(yùn)行系統(tǒng)的計(jì)算機(jī)程序的計(jì)算機(jī)，其中，將至少一個(gè)非線性濾波器用于患者的經(jīng)再現(xiàn)的斷層造影顯示數(shù)據(jù)，以便利用這些經(jīng)濾波的顯示數(shù)據(jù)隨后實(shí)施對(duì)高對(duì)比度對(duì)象的計(jì)算機(jī)輔助識(shí)別。
文檔編號(hào)A61B5/055GK101034473SQ200610130988
公開日2007年9月12日 申請(qǐng)日期2006年12月6日 優(yōu)先權(quán)日2005年12月6日
發(fā)明者盧茨·岡德爾 申請(qǐng)人:西門子公司