專利名稱：在成功再現(xiàn)立體數(shù)據(jù)后對斷層造影三維顯示濾波的方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種用于檢查對象的斷層造影3D顯示進(jìn)行濾波的方法，其中， 為顯示檢查對象使用立體模型，它將檢查對象的立體劃分成多個具有獨立圖像 值的三維圖像體素并且每個體素的圖像值再現(xiàn)該立體中檢查對象的特定于對象 的特性。
背景技術(shù)：
原則上公知有用于抑制立體數(shù)據(jù)中噪聲的方法。因此可以借助線性低通濾 波有效降低噪聲，但在這種情況下也降低了數(shù)據(jù)材料的清晰度并因此也降低了 小結(jié)構(gòu)的顯示質(zhì)量。這些簡單的措施因此只能有限地用于改善圖像材料。另一 方法基于對數(shù)據(jù)材料的二維或者三維的迭代濾波，其中，在每個步驟上引入有 關(guān)邊緣的位置和定向的信息。相關(guān)內(nèi)容例如可以參閱T. Chan， S. Osher, and J. Shen; TTie Agto/ 7Tawd - //wear <iewofw>zg http:〃citeseer.nj.nec.com/ artide/chan01digital.html , 1999 。 Tech. Report CAM 99-34, Department of Mathematics, UCLA Los Angeles, CA, 1999; IEEE Trans. Image Process.， to appear [提交日期2003, 5月15日]和AurichV.,等人Gmrn^" F〃fe^ Pw/ormz'"g /Veserw'"g Dzj^ksfo",. Proceedingds 17. DAGM Symposium iiber Mustererkenmmg， Springer 538-545， 1995。
上述的這些方法根據(jù)高斯方式濾波器特性曲線上的"中心極限數(shù)值組"進(jìn) 行，該曲線對放射學(xué)家們來說常常與診斷圖像的習(xí)慣圖像印象不符并因此遭到 拒絕。另一個問題在于這種算法的運算時間上，由于大量迭代使每個軸向?qū)拥?時間處于分鐘范圍內(nèi)，該方法因此而不適合臨床使用。
在申請?zhí)枮镈E 10 2004 008 979.5-53的未公開德國專利申請中，提出了一 種用于對檢查對象的斷層造影3D顯示進(jìn)行濾波的方法的改進(jìn)，其中，為顯示 檢查對象使用立體模型，它將檢查對象的立體劃分成多個具有獨立圖像值的三 維圖像體素并且每個三維體素的圖像值再現(xiàn)該立體中檢查對象的特定于對象的
特性，此外其中在再現(xiàn)整個立體之后為每個圖像體素和方差在預(yù)先規(guī)定的范圍 或者半徑R內(nèi)計算，以確定對比度跳躍和利用其切面T確定其空間定向，利用
二維巻積對切面T內(nèi)的圖像值進(jìn)行濾波并隨后將原始體素數(shù)據(jù)與濾波后的體素 數(shù)據(jù)加權(quán)混合。專利申請DE 10 2004 008 979.5-53的公開內(nèi)容在此全部采納。 這種方法雖然原則上是在正確方向上的一步，但這里存在的缺點是，這種
方法使用必須對每個體素明確地計算非迭代的任意二維濾波器。由此該方法是 非常計算集中的并且在實際應(yīng)用方面沒有提供最佳的解決方案。
除了不利的高計算費用外，在現(xiàn)有技術(shù)中的CT顯示還存在的另一個問題 是所謂的圖像浮散效應(yīng)，由于這種效應(yīng)使得測定的具有高CT值的斑塊，例如 鉤化顯得具有較大的體積，而剩下的血管直徑則具有誤差，也就是過小。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的在于，找到一種用于在成功再現(xiàn)立體數(shù)據(jù)后對斷層造影3D 顯示進(jìn)行濾波的方法，該方法一方面能夠足夠快地工作，另一方面還提供所要 求的好的濾波結(jié)果。本發(fā)明的另一目的在于，解決在這種濾波時斑塊區(qū)域內(nèi)血 管尺寸顯示誤差的問題。
本發(fā)明人認(rèn)識到，濾波器的明顯加速在保留相對于專利申請DE 10 2004 008 979.5-53中所介紹方法的結(jié)果情況下可以由此達(dá)到，即不使用對每個體素 值都必須進(jìn)行明確計算的任意二維濾波器，而是采用由一個在整個圖像區(qū)域上 相同的簡單2D濾波器與兩個具有從局部方差極值中產(chǎn)生的選擇方向的不同線 性濾波器的有益組合進(jìn)行處理，并隨后在使用局部加權(quán)的情況下進(jìn)行原始圖像 體素與經(jīng)濾波的圖像體素的加權(quán)混合。
本發(fā)明人據(jù)此提出，改進(jìn)公知的用于對檢查對象的斷層造影3D顯示進(jìn)行 濾波、最好用于對患者的醫(yī)學(xué)斷層造影顯示進(jìn)行濾波的方法，其中，為顯示檢 查對象使用立體模型，該立體模型相應(yīng)于具有原始圖像體素的第 一數(shù)據(jù)組將檢 查對象的立體劃分成多個具有獨立圖像值的三維圖像體素，每個體素的圖像值 再現(xiàn)該立體中檢查對象的特定于對象的特性，其中在再現(xiàn)整個立體后對每個圖 像體素計算在預(yù)先規(guī)定的范圍內(nèi)或者半徑R內(nèi)圖像值的方差，對每個圖像體素 確定最大方差的方向，以識別對比度跳躍并利用其切面T確定其空間定向，對 切面T中的每個圖像體素確定最小方差的方向。該方法的改進(jìn)之處在于，利用
一個在整個圖像區(qū)域上相同的二維濾波器和兩個具有選擇的方向的不同線性濾
波器對原始圖像體素進(jìn)行處理，其中，這些選擇的是方向從先前計算出的方差 的極值中得出的，其中，產(chǎn)生三個具有不同的經(jīng)濾波的圖像體素的數(shù)據(jù)組，并 將原始圖像體素和經(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。
通過依據(jù)本發(fā)明的這種方法以約為10的因數(shù)達(dá)到明顯加速計算時間的目
的，其中，噪聲抑制和獲得結(jié)構(gòu)清晰度方面的結(jié)果可與此前所述專利申請中的 明顯開銷大的濾波相比較。
在一種特殊的實施方式中本發(fā)明人提出，作為2D濾波器在二維平面體素
集合上實施二維各向同性巻積并在體素Iff上產(chǎn)生第二數(shù)據(jù)組。這種各向同性巻 積可以在位置空間中實施，但具有優(yōu)點的是在頻率空間中實施這種各向同性巻 積，在此，相應(yīng)于所述在整個圖像區(qū)域上相同的二維濾波器的取向，利用傅里 葉變換將所述第一數(shù)據(jù)組逐平面地變換到頻率空間，在那里與各向同性的二維 濾波器函數(shù)相乘并然后變回到位置空間內(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，它分別在局 部最小方差^隱的方向上定向，并在體素lALF,min上產(chǎn)生第三凄t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1= V躍XV畫確定并通過其應(yīng)用在體素lALF,麗上產(chǎn)生第四
數(shù)據(jù)組。在這種濾波方面需要明確指出的是，所稱的局部可變?yōu)V波器也可以在 所有體素上相同。
為確保結(jié)杲數(shù)據(jù)組的標(biāo)準(zhǔn)化，在混合該四個數(shù)據(jù)組時從第二至第四數(shù)據(jù)組 IlF、 lALF,min和IALF，1的加權(quán)和中加權(quán)減去第 一數(shù)據(jù)組I。rg。
在混合所述四個數(shù)據(jù)組時的加權(quán)取決于所觀察的圖像體素的直接環(huán)境的 各向同性/各向異性并由局部方差進(jìn)行調(diào)整。
在這種情況下特別具有優(yōu)點的是，四個數(shù)據(jù)組的加權(quán)混合根據(jù)下列公式進(jìn)
行
<formula>formula see original document page 7</formula>，其中，加權(quán)系數(shù)具有下列含義 W 所觀察像素上最小局部方差V幽的度量， W犯三維空間上各向異性lfD的度量，
W1F 濾波器IIF平面上各向異性T|IF的度量， W丄方向V丄和Vmin上各向異性r(丄的度量。 在這種情況下，三維空間上的各向異性r)3D可以利用公式
JD— v + H
n = max mm
計算，其中，加權(quán)系數(shù)VD例如可以從W315 =1_"30中得出。
濾波器I,F平面上的各向異性riIF可以利用公式
if v"'
= max mm
計算，其中，v二和v:表示濾波器嚴(yán)方向上最大和最小方差。在此方面，這里 加權(quán)系數(shù)v/f也可以從w"^ =1-lf中計算。
此外，方向V丄和V她上的各向異性T!l通過公式
v丄- Vmin
表示，其中，加權(quán)系數(shù)w丄可以具有優(yōu)點地從公式w丄二1-ri丄中算出。
需要明確指出的是，加權(quán)系數(shù)與各所述相關(guān)方差可以有不同的函數(shù)關(guān)系， 在此所述的關(guān)系僅是舉例。同樣也可以使用任意的、必要時為線性的函數(shù)，例 如Faiib+c或者類似函數(shù)，其中，可以為使用者提供為優(yōu)化濾波結(jié)果而相應(yīng)匹 配參數(shù)的可能性。
根據(jù)本發(fā)明的擴(kuò)展，還要改進(jìn)斑塊區(qū)域內(nèi)的血管顯示。此方面的原因在于， 在CT血管造影中對狹窄區(qū)域內(nèi)血管直徑的確定常常存在缺陷。如果這些狹窄 是由于鈣化斑塊引起的，那么該堆積將顯得明顯大于其實際大小并因此而使正 確測定血管的剩余立體變得困難。這種效應(yīng)作為"圖像浮散"普遍公知。在某些 情況下，由于這種效應(yīng)甚至根本不能做出診斷上有價值的判斷。這種"圖像浮散 效應(yīng)，，的問題在于，CT系統(tǒng)由于檢測器通道、焦點等的最終尺寸，以及基于再 現(xiàn)算法，具有最終寬度的點圖像函數(shù)。在此對任意對象始終總是利用點圖像函 數(shù)巻積地再現(xiàn)。因此對象的半值大小與衰減無關(guān)，而特征函數(shù)卻絕對隨物質(zhì)的 衰減值而變化。典型地通過確定超過特定的固定閾值的像素的數(shù)量來測定體元 (Volumina)。再現(xiàn)衰減值越高和再現(xiàn)的巻積核越軟，則進(jìn)入測量的分布基點的 立體就越多。原則上可以通過在圖像再現(xiàn)時選擇非常清晰的巻積核明顯降低這
種效應(yīng)。但由于在高頻率下的大的絕對值圖像噪聲也超比例增長，由此利用闊 值表征額定體積由于惡化的信噪比而出現(xiàn)問題。提高劑量可以解決這個問題， 由此可以同時達(dá)到高的位置分辨率和較低的噪聲。但這種解決方案是^f皮禁止的， 因為通過離子化的放射會由此增加對患者的危害。
本發(fā)明人在這個問題的范圍上認(rèn)識到，有意義的不是在整個圖像區(qū)域上提 高圖像清晰度，具有優(yōu)點的是使用一種僅增強鈣化區(qū)域內(nèi)清晰度的濾波器，以 便更精確地測定其體積并對其直接周圍組織如血管等進(jìn)行分析。在這種情況下 更加具有優(yōu)點的是，取代例如可與CT再現(xiàn)的巻積一體化的簡單線性濾波器， 利用與體素數(shù)據(jù)的局部形態(tài)特性相匹配的非線性濾波器來解決這一問題。在取
決于實際存在的鈣化情況下確定巻積程度的這種濾波器規(guī)范中，例如在與CT 檢查相關(guān)聯(lián)的情況下具有意義的是，基于以HU為單位的閾值確定鈣化程度或 者更佳的是通過使用利用不同能量譜的同時掃描以本身公知的方式明確識別鈣 化部位并在這些部位上更清晰地對相應(yīng)陡起的濾波器加權(quán)。
在前述濾波的特殊方法范圍內(nèi)，還可以附加地為陡起的線性濾波器使用特 定的優(yōu)選方向，其中，對此可以使用在該方法中本身已知的方向vmax。根據(jù)方
差的確定，這種方向向量垂直于局部存在的邊緣上。因此這種濾波器有針對性 地提高了局部最大對比度跳躍的清晰度。
如果進(jìn)行這種附加的濾波，那么例如可以將利用這種濾波處理過的數(shù)據(jù)組 附加地混合到濾波的總結(jié)果中，其中，局部對比度越高，這種陡起部分的混合
的加權(quán)質(zhì)量就選擇得越大。這一點例如可以通過Vmax的絕對值表征。由于高對 比度眼睛對這種局部調(diào)整的噪聲提高沒有不良感覺。此外，由于加權(quán)混合盡管 如此同時還可以有效降低平均圖像噪聲，而且輸出數(shù)據(jù)組的基本清晰度可以選 擇得比用于分析的常規(guī)圖像高。
本發(fā)明人因此在本發(fā)明的范圍內(nèi)提出，也對上述的濾波器規(guī)范或者其他濾 波器規(guī)范進(jìn)行擴(kuò)展，據(jù)此附加地利用具有在最大局部方差方向上的濾波方向的 陡起的線性濾波器來處理原始數(shù)據(jù)，從而產(chǎn)生第五數(shù)據(jù)組，將該第五數(shù)據(jù)組加 權(quán)地混合到結(jié)果圖像中。
這種附加的濾波器首先可以用于利用特別高的圖像清晰度顯示具有高鈣
化的區(qū)域，因此依據(jù)所觀察的圖像區(qū)域的4丐化程度來選擇陡起濾波器的強度。
因為原則上公知鈣化程度通過具有兩種不同能量語的CT掃描來測定，所 以4丐化區(qū)域識別的這些變化在這里也可以特別是結(jié)合對CT圖像的處理來使用。
與此前介紹的方法相應(yīng)，發(fā)明人還提出一種用于產(chǎn)生斷層造影顯示的系 統(tǒng)，最好是計算機(jī)X線斷層造影系統(tǒng)，其具有至少兩個X射線源，它們利用不 同寬度的輻射錐體掃描對象，其中，測定輻射透過對象時的衰減，并從中借助 計算單元和里面儲存的程序或者程序模塊測定對象局部衰減的截面圖像或者立 體數(shù)據(jù)，該系統(tǒng)包括在工作時模擬此前所述方法的存儲的程序代碼。


下面借助附圖的優(yōu)選實施例對本發(fā)明進(jìn)行詳細(xì)說明，其中，僅介紹對理解
本發(fā)明必需的特征。為此使用下列附圖標(biāo)記1: CT系統(tǒng)；2:第一X射線管； 3:第一檢測器；4:可選的第二X射線管；5:可選的第二檢測器；6:支架外 殼；7:患者；8:患者臥榻；9:系統(tǒng)軸；10:計算和控制單元；11:斷層造影 圖像的邊緣；12: 2D濾波器；13:邊緣識別；14:軸向各向同性濾波器；15: v丄方向上的自適應(yīng)線性濾波；16: Vmin方向上的自適應(yīng)線性濾波；17:與局部 加權(quán)的混合；18:未濾波的CT圖像；19:利用依據(jù)本發(fā)明的濾波的CT圖像； 20:圖像18與19之間的差值圖像；21: vmin方向上的陡起線性濾波；22:斷 層造影圖像的普通濾波；24:沒有對鈣化濾波的CT圖像；25:濾波后的具有 鈣化的CT圖像；26:圖像24與25之間的差值圖像；27:鈣化區(qū)域；28: CT 圖像18和19中的均勻無結(jié)構(gòu)區(qū)域；30:用于沿vmin的巻積的體素集合；31: 2D濾波器；Prgi-Prgn:用于執(zhí)行依據(jù)本發(fā)明的方法的計算機(jī)程序；其中具體 示出
圖1示出CT系統(tǒng)；
圖2示出用于方差計算的選擇的方向；
圖3舉例示出CT顯示中的邊緣和2D濾波器；
圖4示出依據(jù)本發(fā)明方法的示意圖5示出各向同性環(huán)境中的偽隨機(jī)3D濾波器；
圖6示出V醒和Vmin的局部各向異性；
圖7示出在《x+v:的各向異性環(huán)境中的軸向各向異性； 圖8示出在v±+vmin ^各向異性環(huán)境中的垂直各向異性； 圖9示出未濾波的心臟CT圖像； 圖IO示出圖9的濾波的圖像； 圖11示出圖9和10的差值圖像；圖12示出采用4丐化修正的依據(jù)本發(fā)明方法的示意圖； 圖13示出采用4丐化修正的普通濾波的示意圖； 圖14示出具有局部鈣化的未濾波的心臟CT圖像； 圖15示出濾波后的圖14的圖4象； 圖16示出圖14和15的差值圖像。
具體實施例方式
圖1示出這里為CT系統(tǒng)1方式的舉例斷層造影系統(tǒng)，利用該系統(tǒng)可以拍 攝患者7的斷層造影顯示。CT系統(tǒng)1由支架外殼6組成，在其中具有相對設(shè)置 的檢測器3和X射線管2。 X射線管2和檢測器3環(huán)繞系統(tǒng)軸線9旋轉(zhuǎn)并掃描 患者7,而患者7借助可移動的患者臥榻8通過X射線管/^r測器組合的掃描區(qū) 移動。作為選擇可以在支架上附加設(shè)置第二X射線管4和第二檢測器5，其中， 第二 X射線管4利用不同于X射線管2的加速電壓工作。由此可以利用CT例 如選擇性地識別所掃描的組織中的釣化。
通過檢測器3和5收集的數(shù)據(jù)傳送到控制和計算單元10,在那里進(jìn)行包括 利用程序Prgi -Prgn對CT顯示依據(jù)本發(fā)明的濾波在內(nèi)的實際再現(xiàn)和圖像處理。 在本發(fā)明的范圍內(nèi)，可以使用現(xiàn)有技術(shù)中公知的所有再現(xiàn)方法。
需要指出的是，雖然本發(fā)明優(yōu)選在CT圖像顯示中使用并在那里提供特別 有益的結(jié)果，但也存在這種可能性，即依據(jù)本發(fā)明的方法在與其他斷層造影顯 示系統(tǒng)的結(jié)合下，用于特別是對患者的斷層造影圖像進(jìn)行濾波。例如，也可以 是核自旋圖像或者正電子發(fā)射斷層造影圖像或者利用依據(jù)本發(fā)明的方法對利用 這些方法的結(jié)合所拍攝的圖像做進(jìn)一 步處理。
與依據(jù)本發(fā)明的方法相應(yīng)，由圖像體素計算大量不同方向上的方差，以便 能夠識別局部的對比度跳躍。
圖2示出體素v處于中心的舉例立體，其中，與所計算的方差的和相關(guān)地 使用在這里描繪的優(yōu)選方向。它們例如是三條標(biāo)準(zhǔn)軸線，通過這些軸線展開的 平面的六條平面對角線和通過這些立方體確定的四條空間對角線。因此對每個 體素計算在十三個不同方向上的方差，其中，為其計算體素的立體的大小應(yīng)處
于以后使用的一維濾波器的相關(guān)長度的數(shù)量級。
圖3以左下所示的邊緣ll為例示出典型的方差Vm『Vmin和V丄的位置，其 中，V丄的定向通過關(guān)系式V丄-VminXV隨確定并因此垂直于由V隨和V^展開的
平面。在此V隨的方向如圖3所示始終垂直于邊緣11。該圖右上方示出依據(jù)本
發(fā)明在整個圖像區(qū)域上用于各體素的舉例2D濾波器。
圖4示出依據(jù)本發(fā)明的濾波方法的簡圖，但未考慮輛化方面。在該示意圖 中，左下方示出含有未濾波圖像體素的原始數(shù)據(jù)組。在該數(shù)據(jù)組基礎(chǔ)上，在方 法步驟13中進(jìn)行邊緣檢測，這一點如此前所述并如例如專利申請DE 10 2004 008 979.5-53中非常詳盡介紹的那樣。在此，測定向量v齒和vmax的方向并確定 v丄的方向。
根據(jù)下面介紹的規(guī)范，現(xiàn)在在方法步驟14、 15和16中進(jìn)行對原始數(shù)據(jù)組
的濾波。
方法步驟14涉及采用固定2D濾波器進(jìn)行的軸向平面濾波。在此方面，例 如可以在頻率空間中對二維平面體素集合相等地進(jìn)行二維的各向同性巻積。對 此利用傅里葉變換將軸向圖像變換到頻率空間中，在那里與各向同性的2D濾 波器函數(shù)相乘并在此后變回到位置空間中。需要指出的是，也可以選擇直接在 位置空間中進(jìn)行巻積，在此，可以根據(jù)所使用的硬件更快地實施一個或者另一 個變型。
這種濾波對整個數(shù)據(jù)組都相同，而且結(jié)果現(xiàn)在存儲在新的數(shù)據(jù)組IIF內(nèi)。此 外，在步驟15和16中進(jìn)行兩個局部不同的濾波，其中，其局部區(qū)別取決于向
量Vmin和V丄的方向。
在方法步驟15中，Vx方向上的線性濾波通過利用一維核的巻積進(jìn)行，其 中，該核可以對整個數(shù)據(jù)組相同并且僅有與向量v丄的方向相應(yīng)的濾波器方向有
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v幽的方向
上。這一點也可以通過利用一維核的巻積進(jìn)行，它必要時可以對整個數(shù)據(jù)組相
同并且在這里濾波器的方向也是相應(yīng)于最小方差Vmin的方向進(jìn)行局部適應(yīng)。這
樣，通過兩個方法步驟15和16產(chǎn)生隨后將進(jìn)一步處理的新數(shù)據(jù)組Uw,丄和
lALF，min。
現(xiàn)在在進(jìn)一步處理中，將存在的四個數(shù)據(jù)組IIF、 lALF，丄和lALF,mb與1。rig混 合，其中，混合的加權(quán)取決于各個觀察的體素的環(huán)境。在這種混合中考慮以下 基本原理
如果一個體素的環(huán)境為各向同性的，也就是V^和Vmax的值是可相比較的，
那么可以利用3D濾波器有效地平滑。因為該濾波器不可提供使用，所以利用
數(shù)據(jù)組I『和lALF形成適當(dāng)?shù)慕M合。在此方面，需要減去原始體素，以便不會對 該體素雙重計數(shù)。對按照這種方式經(jīng)偽3D濾波的分量根據(jù)各向同性進(jìn)行計算， 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，那么可以從存在的濾波中構(gòu)建與局部情況相匹配的 1D至2D濾波器。為此考慮軸向和Vmin/V丄平面上的各向異性。如果在這些平面
之一中存在各向同性的情況，那么由存在的濾波器組合成"偽2D濾波器"。在
更高的各向異性情況下，剩下在Vmin方向上的一維濾波器。
此前所述絕對值的總加權(quán)依據(jù)局部方差進(jìn)行調(diào)整，其中，大方差意味著小 加權(quán)，反之亦然。在這種情況下，充分利用眼睛對高對比度結(jié)構(gòu)附近的噪聲感 覺比較弱的特點。同時按照這種方式可以確保得到小的高對比度結(jié)構(gòu)。在這種 情況下采用局部方差Vmin作為度量，因為該方差無結(jié)構(gòu)上的噪聲。
圖5 - 8從原理上再次示出自適應(yīng)混合的思想。
圖5示意示出由軸向各向同性濾波IIF的數(shù)據(jù)組和具有方向Vmin的自適應(yīng)線
性濾波器lALF，,她組合而產(chǎn)生的3D濾波器，其中I3D = IIF+IALF,mn-I。rig。 xy平面 上的平面31在這里表示固定的2D濾波器或所包括的體素。30表示沿v齒的巻
積的體素的點集合。局部各向異性在此可以利用公式
計算，其中，如果一D大，則設(shè)I3D的局部加權(quán)W化小，或如果"31)小，則設(shè)W犯
大。例如可以適用w3D=l-VD。 圖6示出向量
Vmin和Vmax。
圖7和8示出1D至2D濾波器的各向異性情況。圖7示出軸向各向異性， 在此，這種軸向各向異性可以利用下列公式計算
V -Z
max r mm
IF 7
= 'max min
在此，在混合時利用加權(quán)系數(shù)W"來確定數(shù)據(jù)組Iff的加權(quán)，該加權(quán)系數(shù)在 軸向各向異性Tf大的情況下小而在軸向各向異性if小的情況下大。例如加權(quán) 系數(shù)W^可以利用WIF=1 -lf計算。
圖8示出垂直各向異性Ti丄的標(biāo)準(zhǔn)，其中，其值利用下列公式計算
并且利用加權(quán)系數(shù)W丄確定數(shù)據(jù)組lALF,丄的加權(quán)，該加權(quán)系數(shù)對于大的ll丄值設(shè)為 小而對于小的T^值-沒為大。
因此總體上在圖4的方法步驟17中將已經(jīng)濾波的數(shù)據(jù)組與原始數(shù)據(jù)組進(jìn)
行混合，其中，在考慮到上述標(biāo)準(zhǔn)的情況下使用下列公式
Ifinal^l-W^ng + Wiw^^D + G -^°)'120]，其中 l3D=Iff + lALF，min — Iorig以、及
I2D = W^-Iff + (l一W^)'[lALF，min + W丄-(lALF'丄—I^g)], 其中，加權(quán)系數(shù)具有下列含義
w 在所觀察像素上最小局部方差v幽的度量，
W3D對于三維空間中各向異性r^的度量， WIF 在濾波器IIF平面內(nèi)各向異性if的度量， W1 方向Vx和Vmin上各向異性T^的度量。
如果將這種濾波規(guī)范在圖9舉例示出的顯示18上使用，那么結(jié)果得到圖 IO所示的圖像。
在此，明顯示出在從圖9中的圖像18向圖10中的圖像19的過渡中約降 低了40%的噪聲。例如，圖像18中同形狀區(qū)域28的圖像值的標(biāo)準(zhǔn)偏差為61.5 HU，而在依據(jù)本發(fā)明進(jìn)行濾波后，在圖像19中相同區(qū)域28的圖像值的標(biāo)準(zhǔn)偏 差為37.8 HU。為達(dá)到這種圖像改善，在無附加濾波的情況下在拍攝時必須使 用約2.6倍的劑量。
圖11示出圖9和10的兩個圖像18與19之間的差值圖像20。其中示出， 在該差值圖像20中看不到明顯的結(jié)構(gòu)，因此這些結(jié)構(gòu)在對圖像濾波時也不會被 濾出，并因此盡管最小化的噪聲而仍達(dá)到最佳的可識別性。
相應(yīng)于此前介紹的濾波方法和所示的濾波方法通過考慮特定圖像區(qū)域內(nèi) 4丐化的存在采用附加的陡起濾波的對濾波方法的擴(kuò)展，圖12示出依據(jù)本發(fā)明的 濾波方法的該擴(kuò)展，即利用陡起的自適應(yīng)濾波器附加地對原始圖像濾波的步驟 21。該方法的其余部分與圖4的方法步驟相同。
此外，圖13示出為改善斷層造影拍攝對本身公知的濾波方法的筒單擴(kuò)展，
其中，在這里在步驟22中對原始數(shù)據(jù)1。rg進(jìn)行本身公知的濾波，'而在步驟21
中根據(jù)在步驟29中在各觀察的圖像區(qū)域中所發(fā)現(xiàn)的鈣化進(jìn)行自適應(yīng)濾波，并隨
后在步驟]J中對經(jīng)濾波的數(shù)據(jù)進(jìn)行混合，其中，在這種情況下也根據(jù)發(fā)現(xiàn)的4丐 化的程度進(jìn)行局部加權(quán)并產(chǎn)生最終的數(shù)據(jù)組Ifinal。
圖]4示出舉例的CT圖像24，在該圖像中在區(qū)域27內(nèi)具有斑塊的典型4丐 化。對該圖像利用依據(jù)本發(fā)明，即依據(jù)圖12的方法簡圖的方法進(jìn)行濾波。囝 15示出從中產(chǎn)生的圖像25，其中，在區(qū)域27內(nèi)可以明顯看出4丐化區(qū)域內(nèi)得到 改善的清晰度。
圖16利用圖像26再次示出兩個圖像24和25的差值圖像，其中，在鉤化 區(qū)域27內(nèi)可以看出局部濾波器的明顯影響。
不言而喻，在不偏離本發(fā)明的范圍的情況下，本發(fā)明的上述特征不僅可以 所列舉的組合使用，而且也可以其他組合或者單獨使用。
總而言之，本發(fā)明介紹了一種用于對檢查對象的斷層造影3D顯示進(jìn)行濾 波的方法，其中，為顯示檢查對象使用立體模型，它將檢查對象的立體劃分成 多個的具有獨立圖像值的三維圖像體素，并且每個體素的圖像值再現(xiàn)該立體中 檢查對象的特定于對象的特性，其中，依據(jù)本發(fā)明對原始圖像體素1。rg利用一 個在整個圖像區(qū)域上相同的2D濾波器和兩個具有從事先計算的方差；^:^極 值中得出的、選擇的方向的不同線性濾波器進(jìn)行處理，并因此產(chǎn)生具有不同經(jīng)
濾波的圖像體素I!F、 lALF,mm和lALF,丄的三個數(shù)據(jù)組，并在使用局部加權(quán)的情況下 將原始圖像體素I呻和經(jīng)濾波的圖像體素I!F、lALF,min和lALF,X混合成結(jié)果圖像I麵。
此外，本發(fā)明還介紹了一種用于通過至少一個線性和/或者三維濾波處理患 者的醫(yī)學(xué)斷層造影顯示的斷層造影3D顯示的方法，其中，附加地利用具有在 最大局部方差；_方向上的濾波方向的陡起的線性濾波器來處理原始數(shù)據(jù)，從 而產(chǎn)生被局部不同加權(quán)地混合到結(jié)果圖像Ifinal中的數(shù)據(jù)組IB1。。m。
因此通過本發(fā)明介紹了一種濾波器，它在其結(jié)果上具有與專利申請DE 10
2004 008 979.5-53所示相似高的質(zhì)量，但由于簡單濾波規(guī)范的有益混合而產(chǎn)生 明顯更快的計算結(jié)果，并由此對實際應(yīng)用意義更加明顯。此外表明，在濾波時 附加考慮掃描區(qū)域內(nèi)發(fā)現(xiàn)的鈣化會得到明顯更佳的可識別性并降低了所謂的 "圖像浮散"效應(yīng)。
權(quán)利要求
1.一種用于對檢查對象的斷層造影三維顯示進(jìn)行濾波的方法，優(yōu)選用于對患者的醫(yī)學(xué)斷層造影顯示進(jìn)行濾波，其中，1.1為顯示檢查對象使用立體模型，該立體模型相應(yīng)于具有原始圖像體素(Iorg)的第一數(shù)據(jù)組將檢查對象的立體劃分成多個具有獨立圖像值的三維圖像體素，以及1.2每個體素的圖像值再現(xiàn)該立體中檢查對象的特定于對象的特性，其中1.3在再現(xiàn)整個立體后對每個圖像體素計算在預(yù)先規(guī)定的范圍內(nèi)或者半徑R內(nèi)圖像值的方差，1.4對每個圖像體素確定最大方差()的方向，以識別對比度跳躍并利用其切面T確定其空間定向，1.5對切面T中的每個圖像體素確定最小方差()的方向，其特征在于，1.6利用一個在整個圖像區(qū)域上相同的二維濾波器和兩個具有選擇的方向的不同線性濾波器對原始圖像體素(Iorg)進(jìn)行處理，其中，這些選擇的方向是從先前計算出的所述方差()的極值中得出的，其中，產(chǎn)生三個具有不同的經(jīng)濾波的圖像體素(IIF，IALF，min，IALF，X)的數(shù)據(jù)組，以及1.7將所述原始圖像體素(Iorg)和經(jīng)濾波的圖像體素(IIF，IALF，min，IALF，X)在使用局部加權(quán)的情況下混合成結(jié)果圖像(Ifinal)。
2. 按權(quán)利要求l所述的方法，其特征在于，作為二維濾波器在二維平面體 素集合上實施二維各向同性巻積并在體素(IIF)上產(chǎn)生第二數(shù)據(jù)組。
3. 按權(quán)利要求2所述的方法，其特征在于，所述各向同性巻積在位置空間 中實施。
4. 按權(quán)利要求2所述的方法，其特征在于，所述各向同性巻積在頻率空間中實施。
5. 按權(quán)利要求4所述的方法，其特征在于，所述各向同性巻積在頻率空間 中實施，其中，相應(yīng)于所述在整個圖像區(qū)域上相同的二維濾波器的取向，利用 傅里葉變換將所述第一數(shù)據(jù)組逐平面地變換到頻率空間，在那里與各向同性的 二維濾波器函數(shù)相乘并然后變回到位置空間內(nèi)。
6. 按前述權(quán)利要求1至5之一所述的方法，其特征在于，第一線性濾波器 局部可變并可在局部最小方差(；'n )的方向上定向，在此，在體素(IALF,min) 上產(chǎn)生第三數(shù)據(jù)組。
7. 按前迷權(quán)利要求1至6之一所迷的方法，其特征在于，第二線性濾波器局部可變并與v畫和v隨垂直地定向，以及在體素(IALF，max)上產(chǎn)生第四數(shù)據(jù)組。
8. 按前述權(quán)利要求1至7之一所述的方法，其特征在于，在混合所述四個 數(shù)據(jù)組時，從第二至第四數(shù)據(jù)組(IIF, IALF,min， IALF,X)的加權(quán)和中加權(quán)減去第一數(shù)據(jù)組(I。rg )。
9. 按前述權(quán)利要求1至8之一所述的方法，其特征在于，在混合所述四個數(shù)據(jù)組時的加權(quán)取決于所觀察的圖像體素的直接環(huán)境的各向同性/各向異性并 由局部方差進(jìn)行調(diào)整。
10. 按權(quán)利要求1至9之一所述的方法，其特征在于，所述四個數(shù)據(jù)組的 加權(quán)混合根據(jù)下列公式進(jìn)行Ifina^(l-W)'Ug + W'[W^l3D + (l-W^)'l2D]，其中 l3D= Iff + lAlJ^min — Iorig以、及I2D = w^.Iff + (1 V^Palf一 + W丄'(lALF,丄-Iorig)]'其中，加權(quán)系數(shù)具有下列含義 w 在所觀察像素上最小局部方差v^的度量， w3D對于三維空間中各向異性ri"的度量， wIF 在濾波器iif平面內(nèi)各向異性tiif的度量，W丄方向V丄和Vmin上各向異性Tl丄的度量。
11. 按權(quán)利要求10所述的方法，其特征在于，在三維空間中各向異性if5 利用下列公式計算y^D: V'i^.........y—p國"V + V -max ' min
12. 按權(quán)利要求11所述的方法，其特征在于，所述加權(quán)系數(shù)w犯利用下列 公式計算w3D=l-i!3D。
13. 按前述權(quán)利要求10至12之一所述的方法，其特征在于，在所述濾波 器IIF平面內(nèi)的各向異性if利用下列公式計算其中，"謹(jǐn)和、加表示在濾波器嚴(yán)平面內(nèi)的最大和最小方差。
14. 按前述權(quán)利要求10至13之一所述的方法，其特征在于，所述加權(quán)系 數(shù)w『利用下列公式計算wIF =1-riIF。
15. 按前述權(quán)利要求10至14之一所述的方法，其特征在于，在所述方向 v丄和v曲上的各向異性"i利用下列公式計算
16. 按前迷權(quán)利要求10至15之一所述的方法，其特征在于，所迷加權(quán)系 數(shù)w丄利用下列公式計算w丄-l-ri丄。
17. —種用于通過至少一個線性和/或者三維濾波或者按前述權(quán)利要求1至 16之一所述的方法對患者的醫(yī)學(xué)斷層造影顯示的斷層造影三維顯示進(jìn)行處理 的方法，其特征在于，附加地利用具有在最大局部方差(？痕)的方向上的濾波方向的陡起的線性濾波器來處理原始數(shù)據(jù)，從而產(chǎn)生另一第五數(shù)據(jù)組 (IBtoom),該第五數(shù)據(jù)組(^畫)被局部不同加權(quán)地混合到結(jié)果圖像(If咖))中。
18. 按權(quán)利要求17所述的方法，其特征在于，所述陡起的濾波器的強度依 據(jù)所觀察的圖像區(qū)域的鈣化程度來選擇。
19. 按前述權(quán)利要求17或18所述的方法，其特征在于，所述陵起的濾波 器的混合加權(quán)依據(jù)所觀察的圖像區(qū)域的鈣化程度來選擇。
20. 按權(quán)利要求18所述的方法，其特征在于，通過利用兩種不同的能量譜 的CT掃描來測定鈣化程度。
21. —種用于產(chǎn)生斷層造影顯示的系統(tǒng)，優(yōu)選是計算機(jī)斷層造影系統(tǒng)，其 具有至少兩個X射線源，它們利用不同寬度的輻射錐體來掃描對象，其中，測 定輻射透過對象時的衰減，并借助計算單元和其中儲存的程序或者程序模塊從 中測定對象的局部衰減的截面圖像或者立體數(shù)據(jù)，其特征在于，該系統(tǒng)包括工 作時模擬前述方法權(quán)利要求之一所述的方法步驟的程序代碼。
全文摘要
本發(fā)明涉及對斷層造影3D顯示濾波的方法，其中使用立體模型將檢查對象的立體劃分成多個三維圖像體素并且每個體素的像素值再現(xiàn)該立體中檢查對象的特定于對象的特性，利用一個在整個圖像區(qū)域上相同的2D濾波器和兩個具有從先前計算出的方差(ν_min，ν_max)的極值中得出的選擇的方向的不同線性濾波器來處理原始圖像體素(I_org)，并產(chǎn)生三個具有不同經(jīng)濾波的圖像體素(I_IF，I_{ALF，min}，I_ALF，X)的數(shù)據(jù)組，將原始圖像體素和經(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。附加地還可利用具有最大局部方差(ν_max)方向上的濾波方向的陡起線性濾波器處理原始數(shù)據(jù)，產(chǎn)生數(shù)據(jù)組(I_Bloom)，其被局部不同加權(quán)地混合到結(jié)果圖像中。
文檔編號G06T17/00GK101097627SQ20061006440
公開日2008年1月2日 申請日期2006年8月17日 優(yōu)先權(quán)日2005年8月17日
發(fā)明者托馬斯·弗洛爾, 邁克爾·格拉斯拉克, 雷納·勞佩克 申請人:西門子公司