專利名稱：用于噪聲減少的迭代ct圖像濾波器的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種用于從測量數(shù)據(jù)中重建檢查對(duì)象的圖像數(shù)據(jù)的方法，其中，所 述測量數(shù)據(jù)是在計(jì)算機(jī)斷層造影系統(tǒng)的輻射源和檢查對(duì)象之間的相對(duì)旋轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)的情況下 被采集的。
背景技術(shù)：
用于利用CT系統(tǒng)掃描檢查對(duì)象的方法是一般公知的。在此，例如使用圓形掃 描、具有進(jìn)給的順序圓形掃描、或者螺旋線掃描。在這些掃描中借助至少一個(gè)X射線源 和至少一個(gè)相對(duì)的探測器從不同的記錄角度記錄檢查對(duì)象的吸收數(shù)據(jù)并且將這些這樣收 集的吸收數(shù)據(jù)或者投影借助相應(yīng)的重建方法計(jì)算為通過檢查對(duì)象的截面圖像。為了從計(jì)算機(jī)斷層造影設(shè)備(CT設(shè)備)的X射線CT數(shù)據(jù)組中、即從所采集的投 影中重建計(jì)算機(jī)斷層造影圖像，目前作為標(biāo)準(zhǔn)方法采用所謂的濾波的反投影方法(Filtered Back Projection, FBP)。在數(shù)據(jù)采集之后進(jìn)行所謂的“重排”步驟，在該步驟中將利用 扇形地從源擴(kuò)展的射線所產(chǎn)生的數(shù)據(jù)這樣重排，使得這些數(shù)據(jù)以一種就像當(dāng)探測器被平 行地射向探測器的X射線所射中一樣的形狀出現(xiàn)。然后，數(shù)據(jù)被轉(zhuǎn)換到頻域。在頻域 中進(jìn)行濾波，并隨后將濾波的數(shù)據(jù)反向轉(zhuǎn)換。然后，借助這樣重排并濾波的數(shù)據(jù)進(jìn)行到 感興趣體積內(nèi)部的單個(gè)像素的反投影。在經(jīng)典的FBP方法中圖像清晰度與圖像噪聲相關(guān) 聯(lián)。所達(dá)到的清晰度越高，則圖像噪聲也越高，反之亦然。在采集CT測量數(shù)據(jù)期間，將檢查對(duì)象(通常是患者)暴露于X射線劑量中。因 為該射線對(duì)于檢查對(duì)象來說并不是無害的，所以致力于維持盡可能小的射線負(fù)擔(dān)。然而 使用的劑量直接與在從CT測量數(shù)據(jù)中重建的圖像數(shù)據(jù)中的圖像噪聲相關(guān)劑量的減少導(dǎo) 致噪聲的提高。為了盡可能好地充分利用特定的射線劑量，由此值得努力的是，采用能 夠有效降低在CT圖像中的噪聲的圖像重建方法。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明要解決的技術(shù)問題是，提供一種用于重建應(yīng)該具有小的噪聲的CT圖像的 方法。此外，還要提供一種相應(yīng)的控制和計(jì)算單元、一種CT系統(tǒng)、一種計(jì)算機(jī)程序和一 種計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品。用于重建檢查對(duì)象的圖像數(shù)據(jù)的本發(fā)明方法基于測量數(shù)據(jù)，這些測量數(shù)據(jù)是在 計(jì)算機(jī)斷層造影系統(tǒng)的射線源和檢查對(duì)象之間的相對(duì)旋轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)的情況下被采集的。從這 些測量數(shù)據(jù)中確定檢查對(duì)象的圖像數(shù)據(jù)。通過對(duì)圖像數(shù)據(jù)的降低噪聲的處理而獲得新的 圖像數(shù)據(jù)，在該處理中對(duì)圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行加權(quán)的高通濾波，其中所述加權(quán)這樣考慮在不同 像素的像素值之間的區(qū)別，使得變得較大的區(qū)別導(dǎo)致較弱的高通作用。在使用加權(quán)的高 通濾波的條件下對(duì)圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行降低噪聲的平滑。也就是，首先重建圖像數(shù)據(jù)。由此已經(jīng)呈現(xiàn)檢查對(duì)象的一幅圖像。為了能夠從 測量數(shù)據(jù)中計(jì)算圖像，在此采用公知的重建方法，特別是濾波的反投影方法。圖像可以
4是二維或三維的。此時(shí)以降低圖像噪聲為目的處理該圖像。降低噪聲的處理包括至少兩個(gè)步驟。其一是對(duì)圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行加權(quán)的高通濾波。 在此，加權(quán)使得與例如在使用拉普拉斯濾波器的條件下的正常的高通濾波偏離。在加權(quán) 中考慮在不同的像素的像素值之間的區(qū)別根據(jù)兩個(gè)像素的像素值是如何相區(qū)別的，在 計(jì)算一個(gè)像素的高通濾波的值中更多或更少地考慮另一個(gè)像素。在此(至少在像素值差 的特定值域中)區(qū)別的增加導(dǎo)致高通濾波作用更弱。在計(jì)算經(jīng)加權(quán)的高通濾波之后呈現(xiàn)經(jīng)高通濾波的圖像。使用該圖像以對(duì)圖像數(shù) 據(jù)進(jìn)行降低噪聲的平滑并由此獲得新的圖像數(shù)據(jù)。特別具有優(yōu)勢的是，在不使用測量數(shù)據(jù)的情況下通過處理圖像數(shù)據(jù)獲得新的圖 像數(shù)據(jù)。這點(diǎn)與迭代的重建算法相反，在迭代的重建算法中在圖像計(jì)算之后從該圖像出 發(fā)計(jì)算投影數(shù)據(jù)并且與測量數(shù)據(jù)比較，以便在使用在計(jì)算的投影數(shù)據(jù)和測量數(shù)據(jù)之間存 在的偏差的條件下計(jì)算新的圖像數(shù)據(jù)。而目前相反僅需要圖像數(shù)據(jù)，以便從中計(jì)算改善 的圖像數(shù)據(jù)，而不重新地考慮測量數(shù)據(jù)。在本發(fā)明的實(shí)施方式中，新的圖像數(shù)據(jù)作為結(jié)果圖像數(shù)據(jù)輸出。也就是，在降 低噪聲的處理之后已經(jīng)呈現(xiàn)圖像數(shù)據(jù)，這些圖像數(shù)據(jù)不再是用于降低圖像噪聲的進(jìn)一步 計(jì)算的基礎(chǔ)。作為對(duì)此的替換，緊接著也可以對(duì)新的圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行降低噪聲的處理。后 者意味著，此時(shí)進(jìn)行在前面從圖像數(shù)據(jù)出發(fā)為了計(jì)算新的圖像數(shù)據(jù)而進(jìn)行的相同的方法 步驟，以便進(jìn)一步處理新的圖像數(shù)據(jù)。在本發(fā)明的一種擴(kuò)展中，通過從圖像數(shù)據(jù)中減去經(jīng)高通濾波的圖像數(shù)據(jù)，在使 用加權(quán)的高通濾波的條件下進(jìn)行降低噪聲的平滑。在該差形成中必要時(shí)可以采用加權(quán)系 數(shù)，即，可以將經(jīng)高通濾波的圖像數(shù)據(jù)乘以可能隨像素不同而不同的系數(shù)，以便這樣加 倍地從圖像數(shù)據(jù)中被減去。從圖像數(shù)據(jù)中減去經(jīng)高通濾波的圖像數(shù)據(jù)相應(yīng)于低通濾波。 以這種方式可以實(shí)現(xiàn)平滑。按照本發(fā)明的一種特別具有優(yōu)勢的擴(kuò)展，借助如下函數(shù)進(jìn)行加權(quán)該函數(shù)首先 是線性的并且在自變量變得較大時(shí)比線性更弱地上升。如果在自變量上升的方向上考察 該函數(shù)，則其在自變量的值0附近首先是線性的。隨后，即在自變量增加時(shí)該函數(shù)的斜 率相對(duì)于線性趨勢降低。在此，該函數(shù)可以首先是線性的并且在自變量增加時(shí)比線性更 弱地增加以及在自變量進(jìn)一步增加時(shí)下降；也就是在這種情況下，該函數(shù)的斜率改變其 符號(hào)。此外，該函數(shù)可以首先是線性的并且在自變量增加時(shí)比線性更弱地增加并且在自 變量進(jìn)一步增加時(shí)下降并且在自變量更進(jìn)一步增加時(shí)改變其符號(hào)。該函數(shù)的這些不同的 實(shí)施方式使得在高通濾波的加權(quán)中可以以不同的方式考慮在像素值之間的區(qū)別。優(yōu)選 地，該函數(shù)的自變量此外包含在兩個(gè)像素的像素值之間的差。此外具有優(yōu)勢的是，函數(shù) 的自變量包含或者考慮在兩個(gè)像素中的一個(gè)上的噪聲。在本發(fā)明的擴(kuò)展中，逐像素地確定一個(gè)參數(shù)，該參數(shù)在圖像數(shù)據(jù)內(nèi)部的均勻區(qū) 域和邊(Kante)之間不同，并且所述參數(shù)關(guān)于在對(duì)圖像數(shù)據(jù)的降低噪聲的平滑中使用加權(quán) 的高通濾波的強(qiáng)度是逐像素地不同的。在此，邊意味著，在圖像的涉及的位置上出現(xiàn)一 種組織或者物質(zhì)到另一種組織或者物質(zhì)的變化，該變化是在CT值的區(qū)別中可以看到的。 以這種方式可以對(duì)于每個(gè)像素，根據(jù)該像素是否位于均勻的圖像區(qū)域或者具有結(jié)構(gòu)的圖 像區(qū)域，在計(jì)算新的圖像時(shí)考慮不同程度的加權(quán)的高通濾波。在此所述參數(shù)不必作為數(shù)字參數(shù)在均勻區(qū)域和邊之間確定，而是具有優(yōu)勢的是，該參數(shù)還給出中間值。除了降低噪聲的平滑之外，按照本發(fā)明的一種實(shí)施方式，還進(jìn)行低通濾波，其 中參數(shù)逐點(diǎn)地關(guān)于低通濾波的強(qiáng)度確定。也就是，為了降低噪聲不僅進(jìn)行加權(quán)的高通濾 波，而且除此之外還進(jìn)行低通濾波。低通濾波的附加使用優(yōu)選通過相加進(jìn)行。通過參數(shù) 關(guān)于對(duì)低通濾波的考慮的強(qiáng)度確定，可以以這種方式對(duì)于每個(gè)像素，根據(jù)該像素是否位 于均勻的圖像區(qū)域或者具有結(jié)構(gòu)的圖像區(qū)域，在計(jì)算新的圖像時(shí)考慮不同程度的加權(quán)的 低通濾波。有利的是，所述參數(shù)取0和1之間的值，其中值0相應(yīng)于邊并且值1相應(yīng)于均勻 區(qū)域。根據(jù)該參數(shù)的值可以知道，像素是否位于均勻圖像區(qū)域還是具有結(jié)構(gòu)的圖像區(qū)域 中該參數(shù)的值越大，則相應(yīng)的圖像區(qū)域越均勻。在本發(fā)明的實(shí)施方式中，為了計(jì)算該參數(shù)而進(jìn)行圖像數(shù)據(jù)的高通濾波和逐像素 的噪聲值確定。在這種情況下，可以借助高斯函數(shù)計(jì)算該參數(shù)，該高斯函數(shù)每個(gè)像素取 決于經(jīng)高通濾波的像素值和噪聲值的商。按照本發(fā)明的一種擴(kuò)展，降低噪聲的處理導(dǎo)致圖像數(shù)據(jù)的取決于對(duì)比度的噪聲 降低。也就是不是均勻地關(guān)于整個(gè)圖像平滑，由此會(huì)損失清晰度；而是特別地在圖像數(shù) 據(jù)的對(duì)比度低的位置去除噪聲，而在對(duì)比度高的位置注意了清晰度的保持。按照本發(fā)明的一種擴(kuò)展，圖像數(shù)據(jù)作為圖像數(shù)據(jù)的時(shí)間序列呈現(xiàn)，并且既在空 間維也在時(shí)間維中進(jìn)行降低噪聲的處理。在這種情況下，圖像數(shù)據(jù)是三維或四維的數(shù) 據(jù)，其中這些維中的一個(gè)是時(shí)間。在對(duì)圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行降低噪聲的處理時(shí)可以按照與兩個(gè) 和三個(gè)空間維相同的方式處理該時(shí)間維。按照本發(fā)明的控制和計(jì)算單元用于從CT系統(tǒng)的測量數(shù)據(jù)中重建檢查對(duì)象的圖像 數(shù)據(jù)。其包括用于存儲(chǔ)程序代碼的程序存儲(chǔ)器，其中在該程序存儲(chǔ)器中(必要時(shí)除了別 的之外)存在程序代碼，該程序代碼適合于執(zhí)行上面描述的種類的方法。按照本發(fā)明的 CT系統(tǒng)包括這樣的控制和計(jì)算單元。此外，其可以包含其它的組件，例如為采集測量數(shù) 據(jù)所需的。按照本發(fā)明的計(jì)算機(jī)程序具有程序代碼裝置，其適合于，當(dāng)在計(jì)算機(jī)上運(yùn)行所 述計(jì)算機(jī)程序時(shí)，執(zhí)行上面描述種類的方法。按照本發(fā)明的計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品包括在計(jì)算機(jī)可讀的數(shù)據(jù)載體上存儲(chǔ)的程序代碼 裝置，其適合于，當(dāng)在計(jì)算機(jī)上運(yùn)行所述計(jì)算機(jī)程序時(shí)，執(zhí)行上面描述種類的方法。


以下借助實(shí)施例詳細(xì)解釋本發(fā)明。其中，圖1示出了具有圖像重建部件的計(jì)算機(jī)斷層造影系統(tǒng)的實(shí)施例的第一示意圖，圖2示出了具有圖像重建部件的計(jì)算機(jī)斷層造影系統(tǒng)的實(shí)施例的第二示意圖，圖3示出了流程圖，圖4示出了第一影響函數(shù)，圖5示出了第二影響函數(shù)，圖6A至6F示出了一系列不同處理的CT圖像。
具體實(shí)施例方式圖1首先示意性示出了具有圖像重建裝置C21的第一計(jì)算機(jī)斷層造影系統(tǒng)Cl。 在機(jī)架機(jī)殼C6上有此處未示出的封閉的機(jī)架，在該機(jī)架上設(shè)置了具有相對(duì)的探測器C3 的第一X射線管C2?？蛇x地，在此處示出的CT系統(tǒng)中設(shè)置具有相對(duì)的探測器C5的第二 X射線管C4，使得通過附加可用的輻射器/探測器組合可以實(shí)現(xiàn)較高的時(shí)間分辨率，或 者在使用不同的X射線能量譜的情況下在輻射器/探測器系統(tǒng)中還可以進(jìn)行“雙能量” 檢查。此外，CT系統(tǒng)還具有患者臥榻C8，在該患者臥榻上患者可以在檢查時(shí)沿著系 統(tǒng)軸C9(也稱為ζ軸)被移動(dòng)到測量場中，其中，掃描本身可以僅在感興趣的檢查區(qū)域 中進(jìn)行沒有患者進(jìn)給的純的圓形掃描。在此，X射線源C2以及C4分別圍繞患者旋轉(zhuǎn)。 在此，探測器C3或C5相對(duì)于X射線源C2或C4并行地一起運(yùn)動(dòng)，以便采集投影測量數(shù) 據(jù)，這些投影測量數(shù)據(jù)然后被用于重建截面圖。作為順序掃描的替換(在該順序掃描中 患者在各個(gè)掃描之間被逐步地移動(dòng)通過檢查場)，當(dāng)然還可以進(jìn)行螺旋形掃描，在該螺旋 形掃描中患者在利用X射線進(jìn)行的掃描期間連續(xù)地沿著系統(tǒng)軸C9被移動(dòng)通過在X射線管 C2或C4和探測器C3或C5之間的檢查場。通過患者沿著軸C9的運(yùn)動(dòng)和X射線源C2或 C4的同時(shí)運(yùn)轉(zhuǎn)，在螺旋形掃描的情況下在測量期間對(duì)于X射線源C2或C4相對(duì)于患者產(chǎn) 生螺旋軌跡。該軌跡也可以通過如下來實(shí)現(xiàn)在患者不動(dòng)的情況下沿著軸C9移動(dòng)機(jī)架。通過具有在存儲(chǔ)器中存儲(chǔ)的計(jì)算機(jī)程序代碼Prgl至Prgn的控制和計(jì)算單元ClO 來控制CT系統(tǒng)10。可以通過控制接口 24從控制和計(jì)算單元ClO出發(fā)傳輸采集控制信號(hào) AS,以便按照特定的測量協(xié)議(Messprotokoll)控制CT系統(tǒng)Cl。由探測器C3以及C5所采集的投影測量數(shù)據(jù)ρ (以下也稱為原始數(shù)據(jù))通過原始 數(shù)據(jù)接口 C23被傳輸?shù)娇刂坪陀?jì)算單元C10。然后，該原始數(shù)據(jù)ρ(必要時(shí)在合適的預(yù) 處理之后)在圖像重建部分C21中被進(jìn)一步處理。在該實(shí)施例中圖像重建部分C21在控 制和計(jì)算單元ClO中以軟件的形式在處理器上實(shí)現(xiàn)，例如以一個(gè)或多個(gè)計(jì)算機(jī)程序代碼 Prgl至Prgn的形式。由圖像重建部分C21重建的圖像數(shù)據(jù)f然后被存儲(chǔ)在控制和計(jì)算單元 ClO的存儲(chǔ)器C22中和/或以通常方式在控制和計(jì)算單元ClO的顯示屏上被輸出。圖像 數(shù)據(jù)還可以通過在圖1中未示出的接口被饋入到連接到計(jì)算機(jī)斷層造影系統(tǒng)Cl的網(wǎng)絡(luò)， 例如放射學(xué)信息系統(tǒng)(RIS)，并且被存儲(chǔ)于在那里可訪問的海量存儲(chǔ)器或者作為圖像被輸 出ο控制和計(jì)算單元ClO還可以進(jìn)行EKG的功能，其中，使用用于在患者與控制和 計(jì)算單元ClO之間傳導(dǎo)EKG電勢的導(dǎo)線C12。在圖1中示出的CT系統(tǒng)Cl還具有造影 劑注射器C11，通過其可以附加地將造影劑注射到患者的血液循環(huán)中，從而可以更好地 顯示患者的血管、特別是跳動(dòng)的心臟的心室。此外，還存在進(jìn)行灌注測量的可能性，所 提出的方法同樣適合于該灌注測量。圖2示出了 C形臂系統(tǒng)，其中與圖1的CT系統(tǒng)不同，機(jī)殼C6支撐C形臂C7， 在該C形臂上一側(cè)固定了 X射線管C2另一側(cè)固定了相對(duì)的探測器C3。C形臂C7為了 掃描同樣圍繞系統(tǒng)軸C9擺動(dòng)，從而可以從多個(gè)掃描角度進(jìn)行掃描，并且能夠從多個(gè)投影 角度確定相應(yīng)的投影數(shù)據(jù)P。如圖1的CT系統(tǒng)一樣，圖2的C形臂系統(tǒng)Cl同樣具有對(duì) 圖1所描述的種類的控制和計(jì)算單元C10。
本發(fā)明可以應(yīng)用于在圖1和2中示出的兩種系統(tǒng)。此外，原則上其還可以用于 其它的CT系統(tǒng)，例如用于具有形成整個(gè)環(huán)的探測器的CT系統(tǒng)。因?yàn)樵谟捎?jì)算單元ClO重建的CT圖像中包含臨床上重要的信息，所以這些圖像 具有說服力是特別重要的。例如還應(yīng)該可以識(shí)別其中的小的腫瘤，即，與周圍的組織良 好區(qū)分并且就其大小和位置來說是可識(shí)別的。因此致力于，在同時(shí)保持或甚至提高詳細(xì) 信息的可視性的情況下進(jìn)行CT圖像中的噪聲降低。由此可以在降低的射線劑量的情況下 實(shí)現(xiàn)相同的圖像質(zhì)量或者在相同的劑量的情況下實(shí)現(xiàn)更高的圖像質(zhì)量。通過應(yīng)用以線性低通濾波器形式的平滑的圖像濾波器，原則上可以降低在CT圖 像中的噪聲。然而在此的缺陷是，圖像清晰度同時(shí)降低，由此從CT圖像中去除了詳細(xì)信 息。為了估計(jì)圖像清晰度，可以考慮在CT圖像中邊的陡度，其相應(yīng)于在現(xiàn)實(shí)的檢查對(duì)象 內(nèi)部的理想邊突變。在CT圖像內(nèi)部邊越陡，則CT圖像越清晰。根據(jù)噪聲降低進(jìn)行的 平滑導(dǎo)致邊的模糊，使得其陡度并且由此使得圖像清晰度降低。以下描述一種特別有效地降低CT圖像的噪聲的方法。在此，該方法保持CT圖 像的詳細(xì)信息，即，清晰度不會(huì)或者很少被降低。同時(shí)在邊周圍的區(qū)域在降低噪聲時(shí)不 會(huì)被排除；而是說，噪聲降低對(duì)這些圖像區(qū)域也起作用。此外，噪聲降低方法不改變CT 典型的噪聲結(jié)構(gòu)(Rauschtextur)。也就是，CT圖像具有典型的噪聲功率譜，分析CT圖 像的人員，特別是放射科醫(yī)生習(xí)慣于該噪聲功率譜。由于該習(xí)慣性效果或者訓(xùn)練效果， 值得期望的是，產(chǎn)生圖像噪聲的統(tǒng)計(jì)學(xué)特征的基本改變。圖3示出了該方法的流程圖。在開始時(shí)，從測量數(shù)據(jù)重建檢查對(duì)象的原始圖像 (AUSgangSbild)Pic°。以下為了降低噪聲而處理該原始圖像Pic°。進(jìn)行多次處理，其中最 后獲得的圖像分別作為下一次處理的基礎(chǔ)。也就是，圖像處理是迭代進(jìn)行的。原始圖 像Pic°的上標(biāo)0表示，對(duì)該圖像還沒有進(jìn)行降低噪聲的處理，也就是說是第0次迭代的圖 像。相應(yīng)地，圖像Pick是第k次迭代的圖像。在單個(gè)迭代內(nèi)部的過程位于圖3的虛線框 中。圖像Pic°和Pick可以是二維層圖像或三維體積圖像。在第一種情況下呈現(xiàn)多個(gè) 像素，其分別對(duì)應(yīng)于一個(gè)圖像值；在第二種情況下呈現(xiàn)多個(gè)體素，其分別對(duì)應(yīng)于一個(gè)圖 像值。以下不失一般性考慮三維圖像。各個(gè)體素的圖像值用表示，其中上標(biāo)k表示 迭代并且下標(biāo)X，y，Z表示檢查對(duì)象內(nèi)部的體素位置。在步驟σ中估計(jì)圖像PiCk的局部圖像噪聲。也就是，對(duì)于每個(gè)體素確定一個(gè) 噪聲值?？梢圆捎貌煌姆椒?，例如在文獻(xiàn)DE102005038940B4中描述的來用于噪聲 估計(jì)。在此，對(duì)于每個(gè)體素計(jì)算沿著幾條通過該體素延伸的線的方差。也就是，沿著線 的圖像值被視為統(tǒng)計(jì)學(xué)總體(Ensemble)并且計(jì)算該總體的方差。由此計(jì)算在不同的空間 方向上的多個(gè)一維方差。最小的該方差被作為對(duì)于在位置X，y，ζ上的各自像素的結(jié)果 值σ=,輸出。使用最小的值的原因在于，對(duì)于通過邊或者存在的結(jié)構(gòu)延伸的線獲得大的 方差值。然而通過σ=,不應(yīng)該識(shí)別在各自體素周圍結(jié)構(gòu)的存在，而是提供用于噪聲的度 量。在最小的方差值的情況下假定，典型地通過噪聲而不是通過結(jié)構(gòu)影響該方差值。在步驟E中每個(gè)像素從圖像Pick計(jì)算一個(gè)邊值紀(jì)！^。為此對(duì)圖像Pick應(yīng)用邊檢測 的濾波器。例如適合于使用按照下式的公知的拉普拉斯濾波器K
權(quán)利要求
1.一種用于從測量數(shù)據(jù)中重建檢查對(duì)象的圖像數(shù)據(jù)(f，Pick)的方法，其中，所述測 量數(shù)據(jù)是在計(jì)算機(jī)斷層造影系統(tǒng)(Cl)的輻射源(C2，C4)和檢查對(duì)象之間的相對(duì)旋轉(zhuǎn)運(yùn) 動(dòng)的情況下被采集的，從這些測量數(shù)據(jù)中確定檢查對(duì)象的圖像數(shù)據(jù)(f，Pick)，通過對(duì)所述圖像數(shù)據(jù)(f，Pick)的降低噪聲的處理而獲得新的圖像數(shù)據(jù)(f，Pick+1)， 在該處理中-對(duì)所述圖像數(shù)據(jù)(f，Pick)進(jìn)行加權(quán)的高通濾波(R)，其中，所述加權(quán)這樣考慮在不 同像素的像素值之間的區(qū)別，使得變得較大的區(qū)別導(dǎo)致較弱的高通作用，_在使用所述加權(quán)的高通濾波(R)的條件下對(duì)所述圖像數(shù)據(jù)(f，Pick)進(jìn)行降低噪聲 的平滑。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，在不使用所述測量數(shù)據(jù)(ρ)的情況下通過處理 所述圖像數(shù)據(jù)(f，Pick)獲得所述新的圖像數(shù)據(jù)(f，Pick+1)。
3.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的方法，其中，所述新的圖像數(shù)據(jù)(f，Pick+1)作為結(jié)果圖 像數(shù)據(jù)(f，Pic)被輸出。
4.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的方法，其中，緊接著也對(duì)所述新的圖像數(shù)據(jù)(f，Pick+1) 進(jìn)行所述降低噪聲的處理。
5.根據(jù)權(quán)利要求1至4中任一項(xiàng)所述的方法，其中，通過從所述圖像數(shù)據(jù)(f，Pick) 中減去經(jīng)高通濾波的圖像數(shù)據(jù)，在使用加權(quán)的高通濾波(R)的條件下進(jìn)行所述降低噪聲 的平滑。
6.根據(jù)權(quán)利要求1至5中任一項(xiàng)所述的方法，其中，借助如下的函數(shù)(進(jìn)行所述 加權(quán)，該函數(shù)首先是線性的并且在自變量變得較大時(shí)比線性更弱地上升。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，其中，所述函數(shù)()首先是線性的并且在自變量 增加時(shí)比線性更弱地增加并且在自變量進(jìn)一步增加時(shí)下降。
8.根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，其中，所述函數(shù)()首先是線性的并且在自變量 增加時(shí)比線性更弱地增加并且在自變量進(jìn)一步增加時(shí)下降并且在自變量更進(jìn)一步增加時(shí) 改變其符號(hào)。
9.根據(jù)權(quán)利要求6至8中任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述函數(shù)(行( ))的自變量包含在 兩個(gè)像素的像素值之間的差。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的方法，其中，所述函數(shù)()的自變量包含在兩個(gè)像素中 的一個(gè)上的噪聲(σ)。
11.根據(jù)權(quán)利要求1至10中任一項(xiàng)所述的方法，其中，逐像素地確定一個(gè)參數(shù)(β)， 該參數(shù)在所述圖像數(shù)據(jù)(f，Pick)內(nèi)部的均勻區(qū)域和邊之間不同，并且所述參數(shù)(β)關(guān)于在對(duì)所述圖像數(shù)據(jù)(f，Pick)的降低噪聲的平滑中使用加權(quán)的 高通濾波(R)的強(qiáng)度逐像素地確定。
12.根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其中，除了所述降低噪聲的平滑之外，還進(jìn)行低通 濾波，其中，所述參數(shù)(β)逐點(diǎn)地關(guān)于低通濾波的強(qiáng)度而確定。
13.根據(jù)權(quán)利要求11或12所述的方法，其中，所述參數(shù)(β)取0和1之間的值，其 中，值0相應(yīng)于邊并且值1相應(yīng)于均勻區(qū)域。
14.根據(jù)權(quán)利要求11至13中任一項(xiàng)所述的方法，其中，為了計(jì)算所述參數(shù)(β)進(jìn)行 所述圖像數(shù)據(jù)(f，Pick)的高通濾波(E)和逐像素的噪聲值確定(σ)。
15.根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法，其中，借助高斯函數(shù)計(jì)算所述參數(shù)(β)，該高斯 函數(shù)每個(gè)像素取決于經(jīng)高通濾波的像素值和噪聲值(σ)的商。
16.根據(jù)權(quán)利要求1至15中任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述降低噪聲的處理導(dǎo)致所述 圖像數(shù)據(jù)(f，Pick)的取決于對(duì)比度的噪聲降低。
17.根據(jù)權(quán)利要求1至16中任一項(xiàng)所述的方法，其中，所述圖像數(shù)據(jù)(f，Pick)作為 圖像數(shù)據(jù)的時(shí)間序列呈現(xiàn)，并且既在空間維也在時(shí)間維中進(jìn)行所述降低噪聲的處理。
18.—種用于從CT系統(tǒng)(Cl)的測量數(shù)據(jù)(ρ)中重建檢查對(duì)象的圖像數(shù)據(jù)(f，Pick) 的控制和計(jì)算單元(ClO)，包括用于存儲(chǔ)程序代碼(Prgl-Prgn)的程序存儲(chǔ)器，其中，在該程序存儲(chǔ)器中存在程序代碼(Prgl-Prgn),該程序代碼適合于，執(zhí)行按照 權(quán)利要求1至17中任一項(xiàng)所述的方法。
19.一種包括按照權(quán)利要求18所述的控制和計(jì)算單元(ClO)的CT系統(tǒng)(Cl)。
20.—種具有程序代碼裝置(Prgl-Prgn)的計(jì)算機(jī)程序，其適合于，當(dāng)在計(jì)算機(jī)上運(yùn)行 所述計(jì)算機(jī)程序時(shí)，執(zhí)行按照權(quán)利要求1至17中任一項(xiàng)所述的方法。
21.一種計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品，包括在計(jì)算機(jī)可讀的數(shù)據(jù)載體上存儲(chǔ)的程序代碼裝置 (Prgl-Prgn),其適合于，當(dāng)在計(jì)算機(jī)上運(yùn)行所述計(jì)算機(jī)程序時(shí)，執(zhí)行按照權(quán)利要求1至 17中任一項(xiàng)所述的方法。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種用于從測量數(shù)據(jù)(p)中重建檢查對(duì)象的圖像數(shù)據(jù)(f)的方法，其中，所述測量數(shù)據(jù)(p)是在計(jì)算機(jī)斷層造影系統(tǒng)(C1)的輻射源(C2，C4)和檢查對(duì)象之間的相對(duì)旋轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)的情況下被采集的。從這些測量數(shù)據(jù)(p)中確定檢查對(duì)象的圖像數(shù)據(jù)(f)。通過對(duì)所述圖像數(shù)據(jù)(f)的降低噪聲的處理獲得新的圖像數(shù)據(jù)(f)，在該處理中對(duì)所述圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行加權(quán)的高通濾波，其中所述加權(quán)這樣考慮在不同像素的像素值之間的區(qū)別，使得變得較大的區(qū)別導(dǎo)致較弱的高通作用。在使用所述加權(quán)的高通濾波的條件下對(duì)所述圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行降低噪聲的平滑。
文檔編號(hào)G06T5/00GK102013089SQ20101027343
公開日2011年4月13日 申請(qǐng)日期2010年9月3日 優(yōu)先權(quán)日2009年9月3日
發(fā)明者赫伯特·布魯?shù)? 雷納·勞帕克 申請(qǐng)人:西門子公司