專利名稱：三維圖象的限帶插值法和投影的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明的領(lǐng)域是成象方法和成象系統(tǒng)。更具體地說，本發(fā)明涉及一種提高投影圖象清晰度的方法。
象人體組織之類的物質(zhì)受到均勻磁場(極化場B0)的作用時(shí)，組織中的各自旋磁矩力圖沿極化場的方向排列，但在其特有的拉莫爾頻率下以不規(guī)則的次序圍繞極化場方向進(jìn)動(dòng)。若物質(zhì)或組織受到處在X-Y平面且接近拉莫爾頻率的磁場(勵(lì)磁場B1)的作用，凈排列磁矩Mz可旋轉(zhuǎn)或“翻轉(zhuǎn)”進(jìn)入x-y平面，產(chǎn)生橫向凈磁矩Mt。受激的自旋發(fā)射出信號，在勵(lì)磁信號B1終了時(shí)，可以收到這個(gè)信號，經(jīng)過處理，形成圖象。
用這些信號產(chǎn)生圖象時(shí)，采用磁場梯度(Gx，Gy和Gz)。一般說來，待成象的區(qū)域要經(jīng)過一系列測定周期的掃描，在掃描過程中，這些梯度按所使用的特定定域法變化。得出的成套所收到的NMR(核磁共振)信號經(jīng)過數(shù)字化和處理，用諸多周知中的一種再現(xiàn)技術(shù)再現(xiàn)。
本發(fā)明將就周知的傅里葉變換(FT)成象技術(shù)進(jìn)行說明。這種技術(shù)在W.A.Edelstein等人在1980年第25卷第751～756頁的《醫(yī)學(xué)和生物學(xué)中的物理學(xué)》上發(fā)表的題為“自旋卷曲NMR成象及其在人體全身成象中的應(yīng)用”的文章中有介紹。這種技術(shù)在采集NMR自旋回波或梯度回波信號之前采用變幅相位編碼磁場梯度脈沖在梯度方向上對空間信息進(jìn)行相位編碼。在例如二維傅氏成象(2DFT)的應(yīng)用中，空間信息通過沿一個(gè)方向加相位編碼梯度(Gy)在該方向上編碼，于是在讀出的磁場梯度(Gx)存在的情況下于與相位編碼方向正交的方向得出自旋回波信號?；夭ú杉^程中出現(xiàn)的讀出梯度在正交方向上對空間信息進(jìn)行編碼。在一般2DFT脈沖串中，從掃描過程中一系列的觀察中可以看到，相位編碼梯度脈中Gy的幅度增加(ΔGy)。為產(chǎn)生一整套可用以再現(xiàn)整個(gè)圖象的NMR數(shù)據(jù)，在讀出的梯度Gx存在的情況下對NMR信號抽樣。得出的二維陣列“k空間”NMR數(shù)據(jù)經(jīng)過傅里葉變換產(chǎn)生相應(yīng)的圖象。這個(gè)方法可以通過在掃描過程中使第三梯度(Gz)通過一系列相位編碼分級加以擴(kuò)充來生成三維圖象。
再現(xiàn)圖象的清晰度很大程度上取決于掃描過程中采集的抽樣數(shù)。舉例說，若相位編碼梯度分成256級，且若掃描過程中采集到各NMR信號的256個(gè)抽樣，則得出的k空間NMR數(shù)據(jù)含256×256個(gè)數(shù)據(jù)元。另一方面，若相位編碼的數(shù)目減少到128個(gè)，則得出的128×256象素圖象沿一個(gè)軸線縮小。由于要采集更多的抽樣就要增加掃描時(shí)間，因而大多數(shù)臨床掃描要兼顧圖象清晰度的需要和縮短掃描時(shí)間的需要。
磁共振血管造影術(shù)(MRA)利用核磁共振現(xiàn)象產(chǎn)生人體血管系統(tǒng)的圖象。有兩種基本技術(shù)是一般建議采用的和經(jīng)過鑒定的。第一種是飛點(diǎn)時(shí)間(TOF)技術(shù)，由一些利用血液相對于周圍組織的運(yùn)動(dòng)的方法組成。最常用的方法是利用流動(dòng)的血液與靜止的組織之間存在的信號飽和上的差異。流動(dòng)著的血液流經(jīng)受激部位時(shí)不斷因受較少激發(fā)脈沖作用的自旋而得到更新，從而飽和程度較低。結(jié)果是高信號血與低信號靜止組織之間造成了合乎要求的圖象反差。
MRA法目前已發(fā)展到將動(dòng)作編碼成所采集信號的相位的程度，如美國專利Re.32,701中所公開的那樣。這就是第二種MRA技術(shù)，也叫做相位對比度(PC)法。通常，大多數(shù)PC MRA技術(shù)都得出兩個(gè)圖象，各圖象對同一速度分量的靈敏度不同。因此，血管造影圖象不是通過形成該對速度編碼圖象之間的相位差得出的就是通過形成該對速度編碼圖象之間復(fù)數(shù)差得出的。
盡管近幾年來取得了長足的進(jìn)步，但MRA在許多臨床陣地仍然被視為研究工具，在臨床實(shí)踐中尚未作為常規(guī)設(shè)備使用。無論是TOF或是PC技術(shù)都因?yàn)閳D象出現(xiàn)各種有害的人為缺陷而得不到廣泛的應(yīng)用，這些缺陷不僅掩蓋了病理而且甚至在病理上產(chǎn)生一些假象。這些有害的其中一個(gè)影響是血管邊緣輪廓不清，尤其是小血管。邊緣輪廓的清晰度之所以受損可能是由于取部分體積平均值或由于血管邊緣相對于再現(xiàn)的體素(voxel)陣列的位置所致。
不能用增加抽樣次數(shù)來提高清晰度時(shí)，有兩種方法可以提高M(jìn)RA血管邊緣輪廓的清晰度。第一種方法是改變圖象再現(xiàn)光柵的位置，使血管邊緣完全處在重現(xiàn)的體素內(nèi)。這不難通過使所有得出的k空間數(shù)據(jù)均勻相移達(dá)到。這個(gè)解決辦法的難點(diǎn)在于，可能提高了某些血管邊緣輪廓的清晰度，但卻降低了其它血管輪廓的清晰度。
第二種方法是對再現(xiàn)圖象數(shù)據(jù)進(jìn)行插值處理，使光柵間距更為細(xì)致。例如，可以采用線性插值法和三次樣條插值法來提高圖象的質(zhì)量，但這些實(shí)空間插值法并不能提高圖象的清晰度。
另一種用來提高圖象清晰度的方法在本技術(shù)領(lǐng)域里叫做“填零插值法”或“辛克插值法”或“限帶插值法”。如Y.P.Du等人在1994年JMRI雜志4733～741上發(fā)表的題為“在三維磁共振血管造影術(shù)中用填零插值法減少部分體積人為缺陷”的文章中所述的那樣，填零插值法通常是在對k空間數(shù)據(jù)值進(jìn)行傅里葉變換之前給該數(shù)據(jù)值加多個(gè)零進(jìn)行的。例如，對血管進(jìn)行三維磁共振造影時(shí)，在所有三個(gè)空間頻率方向上給各k空間值附加多個(gè)零。接著，對擴(kuò)大得多的k空間數(shù)據(jù)陣列進(jìn)行傅里葉逆變換從而產(chǎn)生相應(yīng)擴(kuò)大了的圖象數(shù)據(jù)陣列。在此擴(kuò)大了的圖象陣列中，視場沒有變，但繪制個(gè)別結(jié)構(gòu)所需用的象素的數(shù)目增加了。用這種方法，大大提高了血管造影的連續(xù)性和可見度，尤其是小血管。
在市面出售的MRI系統(tǒng)中進(jìn)行填零插值有困難。k空間數(shù)據(jù)集的大小沿其各自的維度增加一倍以上。對三維血管造影數(shù)據(jù)集來說，這意味著k空間數(shù)據(jù)和圖象的存儲(chǔ)量增加7倍以上。這既提高了造價(jià)又難以存檔、聯(lián)網(wǎng)和顯示。此外，k空間數(shù)據(jù)陣列增加了，用現(xiàn)行陣列處理硬件進(jìn)行傅里葉變換的時(shí)間就長得多了。
然而，還有另一種T.O.Cooper等人的1996年四月/五月號的ISMRM學(xué)報(bào)第3卷中發(fā)表的題為“用斜截辛克插值法提高磁共振血管造影術(shù)的血管邊緣輪廓清晰度”的文章中所述的方法。文中提出了在空間領(lǐng)域插值時(shí)采用斜截辛克函數(shù)。為使計(jì)算量保持在合理的范圍內(nèi)，這種方法犧牲了插值準(zhǔn)確度。
本發(fā)明提出了提高圖象質(zhì)量特別是用諸如MRI(磁共振成象)和CT(計(jì)算機(jī)體層攝影)系統(tǒng)之類的醫(yī)學(xué)成象設(shè)備獲取的限帶數(shù)據(jù)產(chǎn)生的圖象質(zhì)量的一種方法。這種方法應(yīng)用到三維圖象數(shù)據(jù)投影到二維投影圖象平面產(chǎn)生的MRA圖象時(shí)，圖象質(zhì)量的提高引人注目。更具體地說，本發(fā)明的方法包括下列步驟將再現(xiàn)圖象陣列的有關(guān)部位劃分成多個(gè)分體；通過變換分體中的圖象數(shù)據(jù)對各分體進(jìn)行插值；對變換出的分體進(jìn)行填零；對填過零的分體進(jìn)行逆變換從而產(chǎn)生經(jīng)插值的分體；再將插值分體結(jié)合起來形成插值圖象。
本發(fā)明總的目的是提高圖象的清晰度。圖象清晰度的提高是用一種精確、處理時(shí)間無需過長、存儲(chǔ)器無需過多而且無需采用特殊硬件的插值法。處理時(shí)間的縮短是通過采用插值變換法達(dá)到的，存儲(chǔ)器數(shù)量的減少和處理時(shí)間的縮短則是通過將圖象數(shù)據(jù)作為更小的分體進(jìn)行劃分和插值達(dá)到的。通過采用本來就象更為通用的傅里葉變換一樣非周期性的且不需要任何復(fù)數(shù)的余弦變換，方便了對各分體的插值。
本發(fā)明的另一個(gè)目的是提高三維圖象數(shù)據(jù)投影產(chǎn)生的MRA圖象的質(zhì)量。這里，不是將整個(gè)插值三維數(shù)據(jù)投影，而是將各插值分體分開投影。接著將分開投影的插值分體結(jié)合起來形成最后的插值圖象。
但本發(fā)明還有另外一個(gè)目的，即提供一種實(shí)時(shí)放大所選取的三維圖象數(shù)據(jù)投影產(chǎn)生的圖象部分的方法。先是由操作人員選取投影圖象的某一部位，并選取三維圖象數(shù)據(jù)的相應(yīng)部分。接著，對所選取的三維圖象數(shù)據(jù)進(jìn)行變換、填零和逆變換處理將其加以放大，再將經(jīng)放大的三維圖象數(shù)據(jù)投影，產(chǎn)生所選部位的放大圖象。


圖1是采用本發(fā)明的MRI系統(tǒng)的方框圖。
圖2是本發(fā)明最佳實(shí)施例說明圖1的MRI系統(tǒng)執(zhí)行程序的流程圖。
圖3是圖2所示程序產(chǎn)生的數(shù)據(jù)結(jié)構(gòu)的示意圖。
雖然本發(fā)明可用以提高從任何形式獲取的帶限數(shù)據(jù)集產(chǎn)生的圖象的質(zhì)量，但在本最佳實(shí)施例中，采用的是磁共振成象系統(tǒng)的形式。
首先參看圖1，圖中示出了采用本發(fā)明的較佳MRI系統(tǒng)的各主要組成部分。系統(tǒng)的操作是從上面裝有鍵盤和控制板102和顯示器104的操作控制臺(tái)100控制的?？刂婆_(tái)100通過鏈路116與分立的計(jì)算機(jī)系統(tǒng)107聯(lián)絡(luò)，從而使操作人員可以控制圖象在屏幕104上的形成和顯示。計(jì)算機(jī)系統(tǒng)107的多個(gè)模件通過底板彼此聯(lián)系。這些模件包括圖象處理模件106、CPU模件108和存儲(chǔ)模件113，在本技術(shù)領(lǐng)域中叫做幀緩沖區(qū)，供存儲(chǔ)圖象數(shù)據(jù)陣列用。計(jì)算機(jī)系統(tǒng)107與供存儲(chǔ)圖象數(shù)據(jù)和程序的磁盤存儲(chǔ)器111及磁帶驅(qū)動(dòng)器連接，且通過高速串行鏈路115與分立的系統(tǒng)控制器122聯(lián)系。
系統(tǒng)控制器122的一套模件由底板連接在一起。這些模件包括CPU模件119和脈沖發(fā)生器模件121，模件121通過串行鏈路125與操作控制臺(tái)100連接。系統(tǒng)控制器122即通過鏈路125接收來自操作人員表示掃描進(jìn)行的順序的指令。脈沖發(fā)生器模件121控制著系統(tǒng)各組成部分進(jìn)行所要求的掃描順序，產(chǎn)生的數(shù)據(jù)表示應(yīng)產(chǎn)生的射頻脈沖的時(shí)間、強(qiáng)度和形狀和數(shù)據(jù)采集窗口的時(shí)間和長度。脈沖發(fā)生器模件121接一組梯度放大器127，表示掃描過程中應(yīng)產(chǎn)生的梯度脈沖的時(shí)間和形狀。脈沖發(fā)生器模件121還接收來自生理數(shù)據(jù)采集控制器129的病人數(shù)據(jù)，控制器129則接收來自一系列不同的與病人連接的傳感器的信號，例如來自各電極的ECG(心電圖)信號或來自感壓箱的呼吸信號。最后，脈沖發(fā)生器組件121接掃描室接口電路133，電路133接收來自各種與病人的情況和磁系統(tǒng)有關(guān)的傳感器的信號。病人定位系統(tǒng)134也通過掃描室接口電路133接收將病人移到適宜掃描的合適位置的指令。
脈沖發(fā)生器模件121產(chǎn)生的梯度波形加到由Gx、Gy和Gz放大器組成的梯度放大器系統(tǒng)127上。各梯度放大器激發(fā)組件139中相應(yīng)的梯度線圖，以產(chǎn)生對獲取的信號進(jìn)行位置編碼用的磁場梯度。梯度線圈組件139形成磁組件141的一部分，磁組件141包括極化磁鐵140和整體射頻線圈152。系統(tǒng)控制器122中的收發(fā)信模件150產(chǎn)生的脈沖經(jīng)射頻放大器151放大后由收/發(fā)信開關(guān)154耦合到射頻線圈152上。得出的信號經(jīng)病人體中受激的核體輻射出去之后由同一射頻線圈152檢測，并通過收/發(fā)信開關(guān)154耦合到前置放大器153上。經(jīng)放大的NMR信號在收發(fā)信機(jī)150的收信部分中經(jīng)過解調(diào)、濾波和數(shù)字化。收/發(fā)信開關(guān)154由來自脈沖發(fā)生器模件121的信號控制，使其在發(fā)信狀態(tài)期間將射頻放大器151連接到線圈152，在收信狀態(tài)期間接前置放大器153。收/發(fā)信開關(guān)154還使發(fā)信或收信狀態(tài)下可以使用分立射頻線圈(例如，頭部線圈或表面線圈)。
NMR信號由射頻線圈152檢起后由收發(fā)信模件150進(jìn)行數(shù)字化，再傳送給系統(tǒng)控制器122中的存儲(chǔ)模件160。掃描完畢且整個(gè)數(shù)據(jù)陣列已采集在存儲(chǔ)模件160中時(shí)，陣列處理器161工作，將數(shù)據(jù)傅里葉轉(zhuǎn)換成圖象數(shù)據(jù)陣列。此圖象數(shù)據(jù)通過串行鏈路傳送給計(jì)算機(jī)系統(tǒng)107，在那里存入磁盤存儲(chǔ)器111中。根據(jù)自操作臺(tái)100收到的指令，此圖象數(shù)據(jù)可保存在磁帶驅(qū)動(dòng)器112上或由圖象處理器106進(jìn)一步處理再傳送給操作控制臺(tái)100顯示在顯示器104。
至于收發(fā)信機(jī)150更詳細(xì)的說明，可參看美國專利4,952,877和4,392,736，這里也把該兩個(gè)美國專利包括進(jìn)來以供參考。
雖然本發(fā)明可用以提高圖1的MRI系統(tǒng)產(chǎn)生的任何圖象的質(zhì)量，但本發(fā)明特別適用于三維MRA圖象陣列產(chǎn)生的二維投影圖象。圖3中的200示出了這類MRA數(shù)據(jù)集。雖然MRA數(shù)據(jù)陣列200可以采用一系列不同的脈沖序列采集，但在最佳實(shí)施例中采用了快速三維射頻相位突變梯度復(fù)原回波脈沖序列。采用了可在以SIGNA商標(biāo)連同5.5級修訂本的系統(tǒng)軟件一起出售的通用電氣公司的1.5泰斯拉磁共振掃描儀上獲取的脈沖序列“3dfgre”。三維MRA數(shù)據(jù)陣列200的大小取決于所進(jìn)行的具體檢測情況，但在最佳實(shí)施例中，該陣列的數(shù)值為x＝256×y＝256×z＝60。在一般的MRA操作中，將此三維MRA圖象陣列200投影到分辨率為例如256×256象素的二維圖象陣列上。投影角度由操作人員選取?，F(xiàn)在說明本發(fā)明如何可以從這同一個(gè)三維圖象陣列200產(chǎn)生分辨率為例如1024×1024象素的二維投影圖象。
仍然參看圖3。本發(fā)明最佳實(shí)施例的第一步是將三維MRA圖象陣列200劃分成多個(gè)分體。這些分體的其中一個(gè)分體在202處表示，可例如含有30×30×30體素的數(shù)據(jù)。這個(gè)分體200的體積通過從四周圍的部位加入許多邊界體素加以擴(kuò)大，如虛線204所示。二個(gè)附加的體素是沿各邊界加上的，從而得出32×32×32個(gè)體素的邊界分體204。
如下面即將更詳細(xì)說明的那樣，插值處理是分別對各分體202進(jìn)行的，再在插值完畢后將經(jīng)插值的各分體結(jié)合起來形成插值圖象。這種策略使插值由于處理的數(shù)據(jù)較小而可以進(jìn)行得更快些，而且它需要的存儲(chǔ)空間比現(xiàn)行必須將整個(gè)插值數(shù)據(jù)在任何給定時(shí)間內(nèi)裝好的方法小。
仍然參看圖3。各邊界分體204是通過先用離散余弦變換(“DCT”)206將其變換進(jìn)行插值的。這使經(jīng)變換分體數(shù)據(jù)集208的大小不變，而且由于DCT不產(chǎn)生復(fù)數(shù)，因而無需將存儲(chǔ)它所需要的存儲(chǔ)空間加倍。圖象f的這種多維DCT變換F可用下式表示F(n1,n2,n3)=Σk1=0N1-1Σk2=0N2-1Σk3=0N3-1f(k1,k2,k3)x---(1)]]>cos[(2k1+1)n1π2N1]xcos[(2k2+1)n2π2N2]xcos[(2k3+1)n3π2N3]]]>其中，x表示乘號，N1、N2、N3分別表示各三維中的體素的數(shù)目。
這個(gè)DCT變換可在軟件中進(jìn)行，或者采用Anil K.Jain在1989年P(guān)rentice-Hall出版社出版的《數(shù)字處理基礎(chǔ)》一書第152～153頁上所述的現(xiàn)行傅里葉變換硬件，此外還可以采用工業(yè)標(biāo)準(zhǔn)“JPEG”圖象壓縮硬件進(jìn)行DCT變換。
接著對各經(jīng)變換的分體208如210所示進(jìn)行填零以擴(kuò)大其體積。得出的填零分體212由經(jīng)多個(gè)填零擴(kuò)大的線條214表示的經(jīng)變換的分體數(shù)據(jù)組成。理論上，分體可通過填零在各維度任意擴(kuò)大以提高分辨率。但實(shí)際上發(fā)現(xiàn)，這種分辨率提高帶來的好處沒有分體208的體積擴(kuò)大4倍以上時(shí)需要增加處理次數(shù)和存儲(chǔ)器數(shù)重要。擴(kuò)大范圍最好在2～4倍的范圍。
填零程序之后，對填過零的分體212進(jìn)行逆變換，如216所示。這樣就產(chǎn)生了體積與分體212相同的插值分體218(例如其在各維的尺寸為原尺寸的4倍)。變換216是逆DCT變換，可用下式表示f(k1,k2,k3)=8N1N2N3Σ*n1=0N1-1Σ*n2=0N2-1Σ*n3=0N3-1F(n1,n2,n3)x]]>cos[(2k1+1)n1π2N1]xcos[(2k2+1)n2π2N2]xcos[(2k3+1)n3π2N3]---(2)]]>其中，*表n1＝0，n2＝0，n3＝0的各項(xiàng)前面有個(gè)系數(shù)
和DCT變換的情況一樣，逆DCT變換可用軟件、FFT(快速傅里葉變換)硬件或JPEG圖象壓縮硬件進(jìn)行。
變換處理的最后一道程序是將經(jīng)過插值的各分體218結(jié)合起來形成完整的插值圖象。這一道工序有多種作法，但首先要除去部位外虛線220表示的邊界數(shù)據(jù)。最常用的投影法是將相應(yīng)分體224來的光線通過三維插值分體220投影成投影圖象222，并選取其中數(shù)值最大的數(shù)據(jù)點(diǎn)。為各光線選取的值用以控制其在投影圖象分體224中相應(yīng)象素的亮度。這種方法在本技術(shù)領(lǐng)域中叫做“最大強(qiáng)度投影法”。此外，還可以采用其它投影法，例如“平均強(qiáng)度投影法”。
特別參看圖1和圖2。本發(fā)明一部分是借助于所存儲(chǔ)的在計(jì)算機(jī)系統(tǒng)107中執(zhí)行的插值程序?qū)崿F(xiàn)的。三維MRA圖象數(shù)據(jù)集200如上述那樣采集后存入存儲(chǔ)器113中。接著，執(zhí)行圖2流程圖所示的程序貫徹上述方法以產(chǎn)生插值投影圖象在顯示器104上觀看。
特別參看圖2。插值程序從讀取三維MRA圖象數(shù)據(jù)開始，輸入控制插值法的各參數(shù)，如程序方框250所示。這些參數(shù)包括有關(guān)體積的坐標(biāo)、各分體的尺寸、插值系數(shù)、各分體周圍重疊邊界尺寸的大小和要求的投影角。在最佳實(shí)施例中，采用系統(tǒng)設(shè)定的插值系數(shù)4，系統(tǒng)設(shè)定的重疊部位則為沿各分體尺寸的兩個(gè)體素。如程序方框252所示，接著對貫徹本方法所需的數(shù)據(jù)結(jié)構(gòu)進(jìn)行初始化。
接下去，進(jìn)入一個(gè)環(huán)路，在環(huán)路中分別對各分體進(jìn)行插值。更具體地說，在程序方框254選取下一個(gè)待插值的分體，在程序256用上面在(1)式中表示的DCT變換進(jìn)行變換。接著在程序258給經(jīng)變換各分體周圍的數(shù)據(jù)點(diǎn)填零，提供所要求的插值系數(shù)，再在260對經(jīng)填零的分體進(jìn)行逆DCT變換。接著在262將得出的插值分體周圍的邊界體積置零，再以所要求的投影角投射三維插值分體，如程序方框264所示。系統(tǒng)返回去反復(fù)循環(huán)，按這種方式處理各個(gè)經(jīng)鑒定的分體，最后的分體處理完畢時(shí)，程序按判定方框266所確定的那樣結(jié)束。
本發(fā)明也可應(yīng)用在只有一個(gè)分體如上述那樣處理的應(yīng)用場合。舉例說，用本發(fā)明可以幾乎是實(shí)時(shí)地放大從三維圖象數(shù)據(jù)集預(yù)選出的小分體。在此情況下，三維圖象數(shù)據(jù)集經(jīng)過投影形成二維投影圖象，操作人員在整個(gè)待放大的部位移動(dòng)光標(biāo)。這樣就鑒別出三維圖象數(shù)據(jù)集中相應(yīng)的分體，再用上述變換、填零、逆變換的方法加以放大。得出的放大三維分體較小，可以很快地放大以產(chǎn)生幾乎是實(shí)時(shí)更新的投影圖象。
權(quán)利要求
1.一種提高圖象數(shù)據(jù)集形成的圖象的清晰度的方法，其特征在于，它包括下列步驟將圖象數(shù)據(jù)集分成多個(gè)分體；通過下列步驟對各分體進(jìn)行插值a)對分體進(jìn)行變換；b)填零以擴(kuò)大經(jīng)變換的分體；和c)對經(jīng)填零的分體進(jìn)行逆變換；然后將經(jīng)插值的分體結(jié)合起來，形成插值圖象數(shù)據(jù)集，并從該數(shù)據(jù)集產(chǎn)生輸出圖象。
2.如權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，變換為離散余弦變換。
3.如權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，圖象數(shù)據(jù)集為三維圖象數(shù)據(jù)集，輸出圖象為投影各插值分體產(chǎn)生的二維圖象。
4.如權(quán)利要求3所述的方法，其特征在于，三維圖象數(shù)據(jù)集為三維MRA圖象數(shù)據(jù)集。
5.如權(quán)利要求3所述的方法，其特征在于，各插值分體分別投影在二維圖象上。
6.如權(quán)利要求3所述的方法，其特征在于，各分體含邊界數(shù)據(jù)，且在產(chǎn)生所述輸出圖象之前除去各插值分體中相應(yīng)的插值邊界數(shù)據(jù)。
7.一種放大從三維圖象數(shù)據(jù)集產(chǎn)生的投影圖象的一部分的方法，其特征在于，它包括下列步驟a)選取投影圖象的某部位；b)變換三維圖象數(shù)據(jù)集中對應(yīng)于所選部位的分體；c)填零以擴(kuò)大經(jīng)變換的分體；d)逆變換經(jīng)填零的分體以形成放大分體；和e)將經(jīng)放大的分體投影以產(chǎn)生所選部位的放大圖象。
全文摘要
限帶三維圖象數(shù)據(jù)集在投影到二維圖象平面之前先經(jīng)過插值處理從而達(dá)到提高圖象清晰度的目的。三維MRA圖象數(shù)據(jù)先劃成多個(gè)分體,分別進(jìn)行插值處理后投影到二維圖象平面上。用離散余弦變換(DCT)進(jìn)行插值處理,填零以擴(kuò)大經(jīng)變換的分體,并對經(jīng)過填零的分體進(jìn)行逆變換。
文檔編號G06T3/40GK1175044SQ9711736
公開日1998年3月4日 申請日期1997年8月7日 優(yōu)先權(quán)日1996年8月7日
發(fā)明者G·B·阿維納什 申請人:通用電氣公司