專利名稱：Ct中調(diào)節(jié)清晰度和噪聲的圖像回溯濾波及窗口控制濾波的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種用于對CT圖像進行回溯濾波或窗口控制式濾波的方法。本發(fā)明還涉及一種實現(xiàn)這種對CT圖像進行回溯濾波或窗口控制式濾波的方法的計算機斷層造影設(shè)備和計算機軟件產(chǎn)品。
背景技術(shù)：
借助于如X射線計算機斷層造影(CT)這樣的現(xiàn)代醫(yī)學(xué)診斷方法，可以獲得待檢查的測量對象的圖像數(shù)據(jù)。通常待檢查的測量對象是一位患者。
X射線計算機斷層造影(以下簡稱CT)是一種專門的X射線拍攝方法，其圖像構(gòu)成原則上與傳統(tǒng)的X射線層析拍攝方法不同。在CT拍攝中得到一種基本上與身體軸方向垂直的橫向斷層圖像，即身體層的圖形。圖像中示出的針對組織的物理量是X射線衰減值在斷層平面中的分布μ(x，y)。通過再現(xiàn)那些由所使用的測量系統(tǒng)從多個不同視角提供的μ(x，y)二維分布的一維投影來得到CT圖像。
CT圖像既可以借助一個具有在整個圓周方向連續(xù)運行的掃描系統(tǒng)的CT設(shè)備產(chǎn)生，也可以通過一個具有僅在小于360°的范圍內(nèi)轉(zhuǎn)動的掃描系統(tǒng)的C-弧段形(C-Bogen)設(shè)備產(chǎn)生。以下縮寫“CT”(例如在“CT原始數(shù)據(jù)”中的CT)指這兩種類型設(shè)備。
投影數(shù)據(jù)根據(jù)吸收定律lnI0I=∫Lμ(x,y)dl...(1)]]>由X射線在通過待造影的層的路徑后的強度I和其在X射線源處的原始強度I0來確定。積分路徑L表示所觀測的X射線所經(jīng)歷的二維衰減分布μ(x，y)的路徑。這樣，一個圖像投影由那些從一個視向的X射線獲得的、通過對象層的線段積分的測量值組成。
通過一種在層平面內(nèi)圍繞對象旋轉(zhuǎn)的組合式X射線管檢測器系統(tǒng)得到來自不同方向的投影(以投影角α為特征)。這種目前最常見的設(shè)備是所謂的“扇形投射設(shè)備(Fcherstrahlgert)”，其中，射線管和一個探測器陣列(一種探測器的線性排列)在層平面內(nèi)共同圍繞一個同樣是圓形測量場中心的轉(zhuǎn)動中心旋轉(zhuǎn)。這里對需要很長測量時間的“平行投射設(shè)備(Parallel-strahlgert)”不作介紹。然而，可以指出，從扇形投影轉(zhuǎn)換到平行投影或反向轉(zhuǎn)換是可能的，因而結(jié)合一個扇形投射設(shè)備作出說明的本發(fā)明也可以不受限制地應(yīng)用到平行投射設(shè)備中。
在扇形投射幾何中，一張CT照片由到達的射線的線性積分值-ln(I/I0)組成，這些射線以該投影角α∈
(β0是扇形張角的一半)的二維結(jié)合為特征。因為測量系統(tǒng)僅僅支配有限數(shù)量(k個)探測器元件，并且測量由有限次(y次)投影組成，所以這種結(jié)合是離散的，且可以通過一個矩陣表示p~(αy,βk):[0,2π)×[-β0,β0]...(2)]]>以及p~(y,k):(1,2,...Np)×[1,2,...Ns]...(3).]]>矩陣 稱為對于扇形投射幾何的Sinugramm。投影次數(shù)y和信道數(shù)k處于1000的數(shù)量級。
按照方程(1)建立對數(shù)，則得到總投影的線性積分p(α;β)=lnI0I=∫Lμ(x,y)dl...(3a),]]>其總和也稱為分布μ(x，y)的Radon-變換。這種Radon-變換是可逆的，因此可以通過反向變換(Radon-逆變換)由p(α，β)計算出μ(x，y)。在該反向變換中通常使用一種折疊算法(Faltungs-Algorithmus)，其中，每個投影的線性積分首先用一個專用函數(shù)進行折疊，然后再沿原始的投射方向反投影到圖像平面。此基本上代表了折疊算法特征的專用函數(shù)被稱為“折疊核(Faltungskern)”。通過這種折疊核的數(shù)學(xué)形式，存在著在由CT原始數(shù)據(jù)再現(xiàn)CT圖像時有目的地影響圖像質(zhì)量的可能性。例如可以通過一個相應(yīng)的折疊核來加強高頻，以便提高圖像中的位置分辨率，或者通過一個相應(yīng)其它類型的折疊核來削弱高頻，以減小圖像噪聲?？偠灾谟嬎銠C斷層造影的圖像再現(xiàn)中可以通過選擇一個合適的折疊核來影響以圖像清晰度/噪聲和圖像對比度(兩者的作用互補)為特征的圖像特性。其中，在圖像清晰度和圖像噪聲之間存在一種直接比例關(guān)系，即在提高圖像清晰度時，噪聲也提高了同樣的比例。
在CT中通過計算μ分布再現(xiàn)圖像的原理在此不再進一步說明。CT圖像再現(xiàn)的詳細描述例如在“Bildgebende Systeme fuer die medizinischeDiagnostik”，3.Auflage，Muenchen；Publicis MCD Verlag，1995，Hrsg.Morneburg Heinz，ISBN 3-89578-002-2中給出。
但是，隨著透視層的μ分布的計算，圖像再現(xiàn)的任務(wù)還沒有結(jié)束。衰減系數(shù)μ的分布在醫(yī)學(xué)應(yīng)用領(lǐng)域僅僅代表一種解剖結(jié)構(gòu)，其還必須表示成一種X射線圖像的形式。
按照G.N.Hounsfield的建議，通常是將(具有計量單位為cm-1的)的線性衰減系數(shù)μ的值變換到一種無量綱尺度，在該尺度中，水的值為0，而空氣的值為-1000。這種“CT數(shù)”的換算公式是CT數(shù)＝1000(μ-μ水)/μ水(4)。該CT數(shù)的單位稱為“Hounsfield單位”(HU)。這種稱為“Hounsfield尺度”的尺度非常適合表示解剖組織，因為該HU單位用μ水的千分?jǐn)?shù)表示偏差，而大部分身體實際組織的μ值僅與水的μ值相差很少。在(從對于空氣的-1000至大約3000的)數(shù)字范圍中僅僅將整數(shù)應(yīng)用于圖像載體。
但是，在整個尺度范圍建立大約4000個值遠遠超出了人的眼睛的識別能力。此外，使觀察者感興趣的經(jīng)常只是一個較小段的衰減值范圍，例如，僅僅相差大約10HU的腦部物質(zhì)的較灰和較白的差別。
鑒于此，采用所謂的將圖像開窗的方法(開窗術(shù)，英語為Windowing)。其中，只選取CT值尺度的一部分，并在所有可用灰度級別上展開。在所選窗口內(nèi)部的小的衰減差別也由此變成可以識別的灰度差別，而所有低于該窗口的CT值表示為黑色，所有高于該窗口的CT值表示為白色。圖像窗口既可以在其中心級別又可以在其寬度上任意變化。
在計算機斷層造影中感興趣的是采取多平面重組(MPR或二次斷面)。多平面重組是由一個體數(shù)據(jù)組(也稱為一次數(shù)據(jù)組，并通常由薄的軸向?qū)颖硎?計算出的任意合適的平面CT圖像。因為像素通常不出現(xiàn)在體數(shù)據(jù)組中定義的位置，并且應(yīng)當(dāng)可以任意設(shè)置一個MPR的層厚度，因而在此必須適當(dāng)?shù)剡M行內(nèi)插。特別是在一臺新的CT設(shè)備中體數(shù)據(jù)組的分辨率接近于各向同性。鑒于此，從這種體數(shù)據(jù)組計算出與一次圖像質(zhì)量不同的高質(zhì)量MPR。
但是，在一個好的診斷圖像評估范圍中同樣感興趣的是通過適當(dāng)?shù)臑V波器來處理一MPR的圖像特性(基本上由清晰度和噪聲來表征)。重組的清晰度和噪聲基本上由一次軸向圖像的清晰度和噪聲以及由在生成MPR時所設(shè)置的層厚確定。
因此，感興趣的是建立具有不同圖像特性的CT圖像、尤其是MPR，因為對相應(yīng)組織的相同拍攝的不同評定(即不同醫(yī)療分析)要求對所拍攝組織采用不同類型的建立方式。
在現(xiàn)有技術(shù)中，對二次斷面圖像特性的一種針對性處理是這樣進行的通過一種具有改變的折疊核參數(shù)的新的圖像再現(xiàn)從原始數(shù)據(jù)確定一個新的體數(shù)據(jù)組，隨后在該新的一次數(shù)據(jù)組的基礎(chǔ)上重新生成該原始的二次斷面。這意味著利用一個具有不同特性(例如另一種清晰度)的另一種折疊核進行再現(xiàn)。
通過這種公知的處理方式，只能部分地實現(xiàn)上述將尤其是二次斷面的CT圖像的圖像特性按診斷要求作優(yōu)化適配的目標(biāo)。一種與隨后利用相匹配參數(shù)的更新的首次再現(xiàn)僅僅改變與患者軸相垂直方向的清晰度?；颊咻S在下面將稱為z軸。在由這種再現(xiàn)產(chǎn)生的MPR中，圖像特性沿z向不變。
為了沿z向得到所希望的結(jié)果，必須分別與該首次再現(xiàn)的層斷面(英語為Slice Sensity Profile，層敏感斷面，即SSP)相適應(yīng)。迄今為止，這種適應(yīng)僅僅可能以離散的步驟進行，這意味著，在當(dāng)前的CT設(shè)備中不能提供一個用于任意精確確定SSP(它原則上也可以稱為軸向清晰度)的函數(shù)。即使在首次再現(xiàn)中可以使用一個任意的SSP，產(chǎn)生合適的改變的二次斷面還要求巨大的操作和計算時間的花費。
發(fā)明內(nèi)容
因此，本發(fā)明要解決的技術(shù)問題是按照診斷優(yōu)化的觀點提供用于改進和簡化CT圖像濾波的新技術(shù)，包括改進和簡化CT圖像濾波的方法以及實現(xiàn)該方法的計算機斷層造影設(shè)備和計算機軟件產(chǎn)品。
按照本發(fā)明，提出了第一種用于對CT圖像濾波的方法，其包括下列步驟a)利用CT設(shè)備或者C-弧段形設(shè)備拍攝一個CT原始數(shù)據(jù)組，b)從該CT原始數(shù)據(jù)組借助于一個例如尖銳的(scharf)折疊核和一個例如窄的層敏感斷面再現(xiàn)一個一次數(shù)據(jù)組，c)提供一個傳遞函數(shù)作為窗口寬度和圖像清晰度之間的函數(shù)關(guān)系，d)在傳遞函數(shù)的基礎(chǔ)上，根據(jù)為所選層選擇的窗口寬度，通過一種圖像處理過程自動對一個所選擇的、位于一次數(shù)據(jù)組中的層的CT圖像的清晰度進行計算。
其中，按照本發(fā)明第一種方法的第一實施方式，圖像處理過程中窗口的寬度至少與該三維折疊核的一個參數(shù)耦合，利用該折疊核將一次數(shù)據(jù)組重新折疊，并就圖像清晰度而言至少對一層進行修改。
按照本發(fā)明第一種方法的第二實施方式，圖像處理過程中窗口的寬度至少與一個二維折疊核的一個參數(shù)耦合，至少有一層用該折疊核重新折疊，且就圖像清晰度進行修改。
在這兩個實施方式中避免用改變了的核參數(shù)進行重新再現(xiàn)以及重新計算二次斷面，這產(chǎn)生了一種本質(zhì)上更快的方法。
優(yōu)選在開始時將一次數(shù)據(jù)組用一個最尖銳的折疊核和一個最窄的層敏感斷面再現(xiàn)。
按照本發(fā)明，該層可以是一個軸向?qū)踊蛘咭粋€二次層。
此外，窗口寬度的選擇由使用者借助于鼠標(biāo)或者鍵盤來實現(xiàn)。
進一步還可優(yōu)選該傳遞函數(shù)附加表示一種窗口寬度和層敏感斷面之間的函數(shù)關(guān)系。
此外，按照本發(fā)明提出的第二種對CT圖像濾波的方法包括下列步驟(1)利用CT設(shè)備或者C-弧段形設(shè)備拍攝一個CT原始數(shù)據(jù)組，(2)利用一個例如尖銳的折疊核和一個例如窄的層敏感斷面再現(xiàn)一個一次數(shù)據(jù)組，(3)在該一次數(shù)據(jù)組的基礎(chǔ)上再現(xiàn)一個具有相應(yīng)圖像特性的圖像組(Bildstapel)，(4)通過一個在圖像計算機背景中運行的圖像處理過程計算該圖像組的一種改變了的圖像特性，(5)將該具有改變了的圖像特性的CT圖像形式的圖像組可視化。
其中，在本發(fā)明第二種方法的第一實施方式中，使用者通過一個輸入接口可以至少改變?nèi)S一次數(shù)據(jù)折疊核的一個參數(shù)，然后利用該折疊核在圖像處理過程中對一次數(shù)據(jù)組重新進行折疊，并由此確定一個新的圖像組，就圖像清晰度而言對該圖像組進行修改。
在本發(fā)明第二種方法的第二實施方式中，使用者通過一個輸入接口可以至少改變一個二維折疊核的一個參數(shù)，然后利用該折疊核在圖像處理過程中對圖像組的各層單獨進行折疊，且就其圖像清晰度進行修改。
步驟(4)和(5)可以由使用者重復(fù)多次，直到得到滿意的圖像特性。
按照本發(fā)明，圖像組可以為一組軸向圖像或一組任意二次斷面。
本發(fā)明的另一個方面是，在圖像特性未達要求時還可以改變包含在圖像組中的一層的層厚。
此外，本發(fā)明提出了一種用于實施前面所述方法的計算機斷層造影設(shè)備，該設(shè)備具有一臺執(zhí)行CT圖像處理各個步驟的計算機。
同樣，本發(fā)明提出了一種計算機軟件產(chǎn)品，當(dāng)該產(chǎn)品在與一臺計算機斷層造影相連的計算裝置上運行時，它實現(xiàn)前面所述的任一種方法。
下面結(jié)合附圖和相應(yīng)的實施方式對本發(fā)明的其它特征、特性和優(yōu)點作進一步說明圖1示意地表示用于本發(fā)明扇形投射方法(Fcherstrahlverfahren)的CT設(shè)備；圖2示出一種Hounsfield尺度，其中給出了人體不同器官的Hounsfield單位(HE)；圖3示出了在建立CT圖像時的一種開窗術(shù)(Windowing)；圖4示出一種本發(fā)明的傳遞函數(shù)；圖5示出一個3D折疊核的橢圓體等位面，該橢圓體與一特征平面相交；圖6示出了由該特征平面給出的橢圓形等位線。
具體實施例方式
圖1示意地表示用于按本發(fā)明工作的扇形投射方法中的計算機斷層造影設(shè)備。在該設(shè)備中X射線管1和射線接收器2(檢測器)共同圍繞一個同時也是圓形測量場5中心的轉(zhuǎn)動中心轉(zhuǎn)動，待檢查的患者3位于該測量場5中的患者臥榻4上。也可以使用一臺C-弧段形設(shè)備替代計算機斷層造影設(shè)備。為了能夠檢查患者3不同的平行平面，患者臥塌可以沿身體縱軸移動。從圖中可以看出，在CT拍照時給出橫向斷面圖像，即基本上與身體軸垂直取向的身體層的圖形。這種分層表示方法描述了衰減值μz(x，y)分布的本身(其中z是在身體縱軸上的位置)。該計算機斷層造影(下面稱為CT)需要非常多的角度α下的投影。為了產(chǎn)生一張層照片，由X射線管1發(fā)射的投射錐體這樣被遮擋，以形成一個投射通過該照射層的一維中心投影的平面投射扇形。為了精確地再現(xiàn)衰減值μz(x，y)分布，該投射扇形必須與轉(zhuǎn)動軸垂直，且還這樣寬地展開，使得由每個投影方向α出發(fā)而得到的投射扇形完全覆蓋了測量對象上被對準(zhǔn)的層。該透過待測對象的投射扇形由線性設(shè)置在圓弧段上的檢測器接收。在商業(yè)上常見的設(shè)備中有直到1000個檢測器。單個的檢測器以電信號對射入的射線作出響應(yīng)，該信號的幅度與投射強度成比例。
每個屬于一次投射α的檢測信號分別由一個測量電子裝置7記錄，并傳送到一臺計算機8。利用計算機8對所測得的數(shù)據(jù)按合適的方式進行處理，并首先以一個用所謂戈登(Gordon)單位表示的Sinugramm形式(其中，投射α作為相應(yīng)信道β測量值的函數(shù)記錄)、然后以一個用Hounsfield單位表示的自然X射線圖像的形式在一個監(jiān)視器6上可視化。
本發(fā)明旨在提供簡單、快速的方法，以使CT圖像、特別是二次斷面的圖像特性能適應(yīng)診斷的需要。
與上述現(xiàn)有技術(shù)相反，本發(fā)明第一種方法的第一實施方式是對由原始數(shù)據(jù)獲得的體數(shù)據(jù)組進行直接濾波。其中，在第一步驟中借助于檢測元件2以衰減圖的形式對不同投射的原始數(shù)據(jù)進行測量，并沿身體軸在不同相鄰層中對原始數(shù)據(jù)進行測量。該原始數(shù)據(jù)由測量電子裝置7記錄，并傳送至計算機8，該計算機在第二步驟中從該CT原始數(shù)據(jù)組計算出一個一次數(shù)據(jù)組(體數(shù)據(jù)組)，該數(shù)據(jù)組以HU單位的形式表示了用于計算軸向或者二次斷面圖像的基礎(chǔ)。本發(fā)明方法的其它步驟是在CT設(shè)備的計算機8中進行純計算以及在監(jiān)視器6上可視化。
這樣，在本發(fā)明第一種方法的第一實施方式中，通過一種三維折疊(Faltung)實現(xiàn)本發(fā)明對一次數(shù)據(jù)組回溯的濾波，其中，將一種三維矩陣形式的三維折疊核直接應(yīng)用到體數(shù)據(jù)組上。于是，該體數(shù)據(jù)組按這樣一種方式改變，使得由此產(chǎn)生的二次斷面具有所希望的圖像特性。
軸向一次圖像沿橫向(即x-y方向)的頻率特性由所采用的再現(xiàn)算法的調(diào)制-傳輸-函數(shù)(Modulations-bertragungs-Funktion)確定，并通常是各向同性的。該調(diào)制-傳輸-函數(shù)給出，具有何種幅度的何種(位置)頻率在圖像中是可見的。其中，該調(diào)制傳輸函數(shù)基本上取決于X射線系統(tǒng)的幾何形狀(聚焦寬度、橫向上的檢測信道數(shù)、每圈的投射次數(shù)等)和在再現(xiàn)中所使用的折疊核。在z向由測量系統(tǒng)部分(聚焦長度、檢測元件的寬度等)和算法部分(螺旋算法中的軸向加權(quán)函數(shù))組成的SSP定義了頻率空間的特性。通常，該方向(在3D各向同性的分辨率情況也是如此)表示與軸向?qū)悠矫嫦鄬Α?br>
一種對圖像特性具有預(yù)期作用的三維折疊核可以相對于z軸徑向?qū)ΨQ，而z軸具有特殊作用。但是，通常沿所有三個空間軸濾波器特性是不同的。
為了用圖來說明，假設(shè)對應(yīng)于濾波的3D折疊核是一個高斯函數(shù)，其中，沿著所有軸的寬度通常是不同的。則這種折疊核的等位面是一個具有不同半軸的橢圓體表面，如圖5所示那樣?；谶@種橢圓體來確定體數(shù)據(jù)組，然后在該數(shù)據(jù)組的基礎(chǔ)上內(nèi)插二次斷面(MPR)。
本發(fā)明第一種方法的第二實施方式是直接對二次斷面(MPR)進行濾波。這里，通常優(yōu)選根據(jù)事先設(shè)置的二次斷面的層厚和空間位置進行二維折疊。為此所需的二維折疊核是一個二維矩陣，該矩陣通過將該3D折疊核與該相應(yīng)二次斷面的特征平面相交而得到。該特征平面通過一個與二次斷面平行的、通過坐標(biāo)原點的平面清楚地確定，并定義了該二次斷面的位置。在通常情況下，二維折疊核的等位線為具有通常相對笛卡兒幾何旋轉(zhuǎn)軸的橢圓。在圖6中示出了這種橢圓。
只要由計算二次斷面的算法確定了與MPR平面相垂直的特性，則兩實施方式，即對體數(shù)據(jù)組進行3D折疊并然后計算MPR(3D濾波器+MPR)和計算MPR并然后用2D折疊核進行濾波(MPR+2D濾波器)其實是等效的。于是，例如在計算MPR時由使用者借助于一個內(nèi)插函數(shù)來設(shè)置層厚。尤其在二維濾波時僅僅MPR橫向特性還應(yīng)該作出改變。
尤其是，本發(fā)明第一種方法的第二實施方式(在已有的MPR上運用二維折疊核)可以在一個單一的步驟中改變已有的MPR的圖像特性(清晰度，噪聲)。在典型的每MPR大約100ms的計算時間時，對于從原始數(shù)據(jù)到重新再現(xiàn)一次數(shù)據(jù)組，并然后重新計算二次斷面來說，該方法明顯比常規(guī)方法快。如果以100幅一次圖像組(從中計算出50個二次斷面)為基礎(chǔ)，則按常規(guī)的方法每秒鐘再現(xiàn)兩幅一次圖像，單單為再現(xiàn)就需要50秒。此外，還要為此產(chǎn)生二次斷面。相反，按照本發(fā)明第一種方法的第二實施方式僅僅需要大約5秒。
本發(fā)明第一種方法的3D折疊形式的實施方式不能完全做到象直接對已經(jīng)計算出的二次斷面進行折疊那樣快，因為在重新計算二次斷面之前要重新確定具有一個3D折疊核的體數(shù)據(jù)組，這比現(xiàn)有MPR的單純折疊更費時間。然而，這種做法的優(yōu)點在于，能夠事后通過新計算的體加入最后具有所希望圖像特性的任意二次斷面。
本發(fā)明的另一個方面是，本發(fā)明第二種方法向使用者提供了一種可以借助一個最后應(yīng)該在計算機8上實現(xiàn)的、合適的可視接口(英語為Interface)簡單、快速地使CT圖像(尤其是MPR)的圖像特性與診斷要求相適配的可能性。特別是可以由此用不同的圖像特性(圖像清晰度和圖像噪聲)表示不同的解剖組織類型。
本發(fā)明第二種方法利用了這樣的事實不同組織結(jié)構(gòu)的CT值(HU值)處于Hounsfield尺度的不同區(qū)域中。
在圖2中表示了該Hounsfield尺度。各個器官的CT值占有專門的區(qū)域，明顯與所使用的X射線頻譜無關(guān)。于是，肺組織和脂肪由于其密度低及與此相應(yīng)的低衰減具有一個從-950到-550以及從-100到-80區(qū)域的負CT值。大部分其它組織處于正值區(qū)域(腎20-40，心臟40-100，血液50-60，肝50-70)。骨骼組織由于鈣的高原子序數(shù)和與此相應(yīng)的高衰減具有直到2000HU的CT值。
對于常規(guī)CT設(shè)備，為表示整個Hounsfield尺度可供使用不同的灰度值有4096(＝212)種。然而，觀察者僅僅能夠區(qū)分最多60到80灰度級別。由于這種原因，正如已經(jīng)提到的，在CT成像中采用一種開窗術(shù)(英語Windowing)，其中，將整個灰度值尺度設(shè)置在一個感興趣的HU區(qū)間上。例如在圖3中表示了緊密的骨骼物質(zhì)的區(qū)域。使用者交互地通過用鼠標(biāo)或者旋鈕設(shè)定中心(窗口位置C)和寬度(窗口寬度W)來確定該窗口。在圖3的例子中，中心位于C＝2000，窗口寬度為W＝400。其中，將窗口分配在白和黑的之間的10個灰度級別上。
通常開窗術(shù)這樣來實現(xiàn)，使其最佳地表示出感興趣的組織結(jié)構(gòu)。一個典型的應(yīng)用實例是一張CT肺部照片(胸部)，其中，具有明顯反差的支氣管(Bronchialaeste)和平淡反差的肺部軟組織對于診斷都是重要的。為了顯示支氣管，有目的地選擇一個大的窗口，并由此具有在光學(xué)上降低噪聲的優(yōu)點，因為具有最大幅度的噪聲在開設(shè)一個較大的窗口時被壓縮了很多。為了分辨軟組織的細微結(jié)構(gòu)，則以合適的方式選擇一個小的窗口，雖然其圖像清晰度高，但同時帶來了與此相應(yīng)的高的噪聲幅度。
如果為表示圖像所選的窗口寬度確定了清晰度參數(shù)和與此相應(yīng)的圖像特性，則從診斷角度考慮是有意義的。本發(fā)明的思路也建立在使為表示圖像所選的窗口寬度與圖像清晰度和噪聲相耦合。為此，按照本發(fā)明定義了一種傳遞函數(shù)(Transferfunktion)，該傳遞函數(shù)將所選的窗口寬度單一地配屬于一個折疊核。圖4表示了這樣一種傳遞函數(shù)。橫座標(biāo)表示窗口寬度，縱座標(biāo)表示圖像清晰度。有意義的是該傳遞函數(shù)是一個單調(diào)遞增曲線，因為在給定的最大噪聲幅度時隨著窗口寬度的增加噪聲被進一步地壓縮，且圖像對比度提高。但是，一般可以在窗口寬度和圖像清晰度之間選擇一個任意的、有益地支持診斷的關(guān)系。
通過這種在本發(fā)明CT設(shè)備的計算機8中由軟件實現(xiàn)的窗口寬度和圖像清晰度之間的函數(shù)關(guān)系，使用者可以按照本發(fā)明第二種方法的第一實施方式，在該傳遞函數(shù)的基礎(chǔ)上，通過在一個圖像處理過程中對作為該處理基礎(chǔ)的體數(shù)據(jù)組進行濾波的濾波器，改變一個所選擇的、位于該體數(shù)據(jù)組的層的CT圖像的圖像清晰度。其中，通常如上面已詳細描述的那樣，沿所有三個空間軸的圖像特性(該作為實現(xiàn)濾波基礎(chǔ)的折疊核的特性)是不同的。這樣，折疊核的等位面直觀地是具有不同半軸的橢圓體的表面。該體數(shù)據(jù)組的濾波器的優(yōu)點在于可以事后在該體數(shù)據(jù)組中包括任意帶有相應(yīng)修改圖像特性的層。
但是，出于(計算)速度的考慮，在本發(fā)明第二種方法的第二實施方式中，通過使用一個二維折疊核對二次斷面作直接濾波。二次斷面(MPR)的空間位置通過一個與二次斷面平行的、通過座標(biāo)原點的平面(以下稱作“特征平面”)單一地確定。如已說明的和圖6所示的那樣，所采用的2D折疊核是作為3D折疊核(橢圓體)與特征平面相交的橢圓形斷面給出。
本發(fā)明第二種方法的第二實施方式的濾波是通過對一個預(yù)定參考體的相應(yīng)二次斷面(MPR)進行二維折疊來實現(xiàn)的。該參考體是例如借助于最尖銳的折疊核和最窄的層敏感斷面從原始數(shù)據(jù)組計算出的一次數(shù)據(jù)組(原始體數(shù)據(jù)組)。
通常本發(fā)明第二種方法的第一實施方式的上述濾波這樣實現(xiàn)按照預(yù)先給出的傳遞函數(shù)，根據(jù)窗口寬度，通過一個在計算機8中執(zhí)行的圖像處理過程調(diào)整三維濾波特性。參考體借助相應(yīng)的三維折疊核與所希望的圖像特性相適應(yīng)，并然后由此計算出對應(yīng)的二次平面(MPR)。最后顯示出具有所選窗口寬度的各個二次平面。
這種對CT圖像作窗口控制濾波的實際實現(xiàn)例如這樣進行使用者在計算機8的監(jiān)視器6上用鼠標(biāo)在可視界面上相應(yīng)于診斷目的改變窗口寬度(窗口調(diào)節(jié))，并按照傳遞函數(shù)相應(yīng)地同時改變作為基礎(chǔ)的折疊核的濾波特性。這樣，僅僅通過窗口寬度的變化使圖像特性(特別是清晰度和噪聲)與使用者的診斷要求相適應(yīng)。
上述兩種本發(fā)明的方法不僅對二次斷面圖像的合適顯示具有深遠意義、而且在醫(yī)療例行程序中尤其對軸向?qū)游鰣D像的診斷分析也具有深遠意義。
權(quán)利要求
1.一種用于對CT圖像進行窗口控制式濾波的方法，該方法包括以下步驟a)利用CT設(shè)備或者C-弧段形設(shè)備拍攝一個CT原始數(shù)據(jù)組，b)從該CT原始數(shù)據(jù)組借助于一個例如尖銳的折疊核和一個例如窄的層敏感斷面再現(xiàn)一個一次數(shù)據(jù)組，c)提供一個傳遞函數(shù)作為窗口寬度和圖像清晰度之間的函數(shù)關(guān)系，d)在傳遞函數(shù)的基礎(chǔ)上，根據(jù)為所選層選擇的窗口寬度，通過一種圖像處理過程自動對一個所選擇的、位于該一次數(shù)據(jù)組中的層的CT圖像的清晰度進行計算。
2.按照權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于在所述圖像處理過程中，所述窗口的寬度至少與該三維折疊核的一個參數(shù)耦合，利用該折疊核將所述一次數(shù)據(jù)組重新折疊，并就圖像清晰度而言至少對一層進行修改。
3.按照權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于在所述圖像處理過程中，所述窗口的寬度至少與一個二維折疊核的一個參數(shù)耦合，至少有一層用該折疊核重新折疊，且就圖像清晰度進行修改。
4.按照權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于所述一次數(shù)據(jù)組用一個最尖銳的折疊核和一個最窄的層敏感斷面來再現(xiàn)。
5.按照權(quán)利要求1至4中任一項所述的方法，其特征在于所述層是一個軸向?qū)印?br>
6.按照權(quán)利要求1至4中任一項所述的方法，其特征在于；所述層是一個二次層。
7.按照權(quán)利要求1至6中任一項所述的方法，其特征在于所述窗口寬度的選擇由使用者借助于鼠標(biāo)或者鍵盤來實現(xiàn)。
8.按照權(quán)利要求1至7中任一項所述的方法，其特征在于，所述傳遞函數(shù)附加表示了一種窗口寬度和層敏感斷面之間的函數(shù)關(guān)系。
9.一種用于對CT圖像進行回溯濾波的方法，該方法包括以下步驟(1)利用CT設(shè)備或者C-弧段形設(shè)備拍攝一個CT原始數(shù)據(jù)組，(2)在一個例如尖銳的折疊核和一個例如窄的層敏感斷面的基礎(chǔ)上再現(xiàn)一個一次數(shù)據(jù)組，(3)在該一次數(shù)據(jù)組的基礎(chǔ)上再現(xiàn)一個具有相應(yīng)圖像特性的圖像組，(4)通過一個在圖像計算機背景中運行的圖像處理過程計算該圖像組的一種改變了的圖像特性，(5)將該具有改變了的圖像特性的CT圖像形式的圖像組可視化。
10.按照權(quán)利要求9所述的方法，其特征在于使用者通過一個輸入接口可以至少改變所述三維一次數(shù)據(jù)折疊核的一個參數(shù)，然后利用該折疊核在所述圖像處理過程中對所述一次數(shù)據(jù)組重新進行折疊，并由此確定一個新的圖像組，就圖像清晰度而言對該圖像組進行修改。
11.按照權(quán)利要求9或10所述的方法，其特征在于使用者通過一個輸入接口可以至少改變一個二維折疊核的一個參數(shù)，然后利用該折疊核在所述圖像處理過程中對所述圖像組的各層單獨進行折疊，且就其圖像清晰度進行修改。
12.按照權(quán)利要求9至11中任一項所述的方法，其特征在于所述步驟(4)和(5)可以由使用者多次重復(fù)，直到得到滿意的圖像特性。
13.按照權(quán)利要求9至12中任一項所述的方法，其特征在于所述圖像組為一組軸向圖像。
14.按照權(quán)利要求9至12中任一項所述的方法，其特征在于所述圖像組為一組任意二次斷面。
15.按照權(quán)利要求9至14中任一項所述的方法，其特征在于在所述圖像特性未達要求時還可以改變包含在所述圖像組中的一層的層厚。
16.一種用于實施權(quán)利要求1至15中任一項所述方法的計算機斷層造影設(shè)備，該設(shè)備具有一臺執(zhí)行CT圖像處理各個步驟的計算機。
17.一種計算機軟件產(chǎn)品，其特征在于當(dāng)該產(chǎn)品在與一臺計算機斷層造影設(shè)備相連的計算裝置上運行時，它實現(xiàn)權(quán)利要求1至15中任一項所述的方法。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種用于在計算機斷層造影中為調(diào)節(jié)清晰度和噪聲對CT圖像進行回溯濾波和窗口控制式濾波的方法以及實現(xiàn)該方法的計算機斷層造影設(shè)備和計算機軟件產(chǎn)品。該對CT圖像進行窗口控制式濾波的方法包括以下步驟a)利用CT設(shè)備或者C－弧段形設(shè)備拍攝一個CT原始數(shù)據(jù)組；b)從該CT原始數(shù)據(jù)組借助于一個例如尖銳的折疊核和一個例如窄的層敏感斷面再現(xiàn)一個一次數(shù)據(jù)組；c)提供一個傳遞函數(shù)作為窗口寬度和圖像清晰度之間的函數(shù)關(guān)系；d)在傳遞函數(shù)的基礎(chǔ)上，根據(jù)為所選層選擇的窗口寬度，通過一種圖像處理過程自動對一個所選擇的、位于一次數(shù)據(jù)組中的層的CT圖像的清晰度進行計算。
文檔編號G06T11/00GK1487478SQ03154378
公開日2004年4月7日 申請日期2003年8月21日 優(yōu)先權(quán)日2002年8月21日
發(fā)明者赫伯特·布魯?shù)? 赫伯特 布魯?shù)? 弗洛爾, 托馬斯·弗洛爾, 勞帕克, 雷納·勞帕克, 沙勒, 斯蒂芬·沙勒 申請人:西門子公司