DE3783337T2

DE3783337T2 - Geraete und verfahren zur bildverarbeitung.

Info

Publication number: DE3783337T2
Application number: DE8787309897T
Authority: DE
Inventors: Karen L Lauro; Richard A Sones
Original assignee: Picker International Inc
Current assignee: Philips Nuclear Medicine Inc
Priority date: 1986-11-26
Filing date: 1987-11-09
Publication date: 1993-05-27
Anticipated expiration: 2007-11-10
Also published as: EP0269302B1; US4792900A; JP2719784B2; DE3783337D1; EP0269302A3; EP0269302A2; JPS63147437A

Description

Die Erfindung betrifft Geräte und Verfahren zur Bildverarbeitung.
Die Erfindung betrifft insbesondere die Anwendung von digitaler Dualenergie-Durchstrahlung und wird insbesondere unter Bezugnahme hierauf beschrieben. Jedoch ist zu beachten, daß die Erfindung auch eine weitere Anwendung in anderen Geräten und Verfahren zur Verarbeitung wie Computertomographiegeräten und -verfahren und dergleichen finden kann.
In einem konventionellen Schichtdurchstrahlungssystem richtete eine Röntgenstrahlquelle einen divergenten Strahl von Röntgenstrahlen durch einen Patienten. Nach Durchtritt durch den Patienten bestrahlte der Röntgenstrahl einen phosphoreszierenden Schirm sowie einen licht- und röntgenstrahlempfindlichen Film, der angrenzend an den Schirm positioniert war. Beim Durchtritt der Strahlung durch den Patienten wurde sie gemäß dem Gewebe geschwächt, durch das sie hindurchtrat, um so ein Schattenbild auf dem Film zu erzeugen. Der Radiologe untersuchte die Grauskala, d. h. die hellen und dunklen Regionen des Films direkt für Diagnosezwecke.
In digitaler Durchstrahlungstechnologie wurde die Grauskala jedes Pixels oder jeder inkrementellen Region des Bildes durch einen elektronischen digitalen Wert repräsentiert. Diese digitalen Werte wurden durch verschiedene Datenverarbeitungs- und Bildverstärkungstechniken verarbeitet, um den Diagnosewert des Bildes zu verbessern. Verschiedene Techniken sind entwickelt worden, um den Film zu digitalisieren sowie andere graphische Schattenbilder, um die elektronischen digitalen Werte abzuleiten.
In einer digitalen Durchstrahlungstechnik aus dem Stand der Technik wurden die digitalen Werte direkt unter Verwendung eines Photodensitometers, einer Videokamera oder dergleichen aus dem photographischen Film abgeleitet. In einer anderen Technik aus dem Stand der Technik zeichnete Phosphor mit einem Langzeitspeichervermögen zeitweise das graphische Schattenbild auf. Ein photoempfindlicher Apparat setzte die Phosphorlumineszenz auf Pixel-um-Pixel-Basis in entsprechende digitale Werte um.
Die Intensität von Röntgenstrahlen, die den Patienten durchqueren, ist auch direkt in elektronische Signale umgesetzt worden. Ein Feld elektronischer Strahlungsdetektoren wurde gegenüberliegend dem Patienten angeordnet, um die durch diesen hindurchtretenden Röntgenstrahlen aufzunehmen. In einer Technik die häufig als "Abtast- oder Schlitzprojektionsdurchstrahlung" bezeichnet wurde, trat ein dünnes fächerförmiges Strahlungsbündel durch eine schmale Ebene des Patienten und beaufschlagte eine lineare Anordnung oder ein lineares Feld von Röntgenstrahldetektoren. Der Strahlungsfächer und die Detektoranordnung wurden transversal zur Fächerbündelebene bewegt, um eine selektierte rechtwinklige Region des Patienten abzutasten.
In einer weiteren direkten Detektionstechnologie wurde ein "Bereichs"-Strahlungsbündel direkt durch den gesamten rechtwinkligen Bereich von Interesse gerichtet, um simultan auf eine große rechtwinklige Detektoranordnung aufzutreffen. Die durch die Detektoren erfaßten Intensitäten wurden für eine geeignete Datenverarbeitung und eine Darstellung auf einem Videomonitor oder dergleichen digitalisiert.
Das Material oder Körpergewebe kann durch den Unterschied seiner Schwächung eines Röntgenstrahlbündels einer hohen Energie und einer niedrigen Energie charakterisiert werden. Um den Diagnosewert der Durchstrahlungsbilder zu verbessern, wurden Bilder der interessierenden Region sowohl mit Strahlung hoher als auch mit Strahlung niedriger Energie aufgebaut. In der KV- Umschaltungs-Dualenergiedurchstrahlung wurden zwei zeitsequentielle Bilder aufgenommen, eines mit Röntgenstrahlen höherer Energie und das andere mit Röntgenstrahlen geringerer Energie. In dualen Detektorscannern wurden beide Bilder simultan mit Rücken-an-Rücken-Detektoren aufgenommen, von denen einer primär empfindlich für die Röntgenstrahlen geringerer Energie und der andere primär empfindlich für die höherenergetischen Röntgenstrahlen war.
In der digitalen Dualenergie-Durchstrahlung aus dem Stand der Technik wurden beide, sowohl die elektronische Bilddarstellung hoher Energie als auch die geringer Energie abgeleitet. Jede Darstellung umfaßte gemeinhin eine rechtwinklige Anordnung von Pixeln, wobei jedes Pixel einen Pixelwert aufwies, der den Grad an Strahlungsdämpfung oder Strahlungsdurchlässigkeit durch einen entsprechenden Pfad der Region von Interesse anzeigt. Die Pixelwertvariationen wurden dann gemeinhin durch Grauskalavariationen in durch den Menschen lesbaren Bildern repräsentiert. Unter Anwendung der Transformationsfunktionen, die in "Generalized Image Combinations in Dual KVP Digital Radiography", L.A. Lehmann, et al., Medical Physics, Band 8, Nr. 5, Seiten 659 bis 667, September/Oktober 1981, ausgeführt sind, wurden die für hohe und niedrige Energie spezifischen Bilder in eine oder mehrere materialspezifische Basisbildrepräsentationen transformiert. Die Lehmann et al. -Transformation wirkte auf die Pixel der Darstellungen hoher und niedriger Energie, die derselben volumetrischen Teilregion der Region von Interesse entsprachen, um einen entsprechenden Pixelwert des materialspezifischen Bildes zu erzeugen. Es war dabei meist gebräuchlich, zwei Basisbilder oder -darstellungen zu erzeugen, eines für Wasser oder Weichteilgewebe und das andere für Knochen oder Calcium. Für Kalibrierungszwecke wurde Plexiglas eingesetzt, um einen Näherungswert für Wasser und Weichteilgewebe zu gewinnen, und Aluminium wurde für die Annäherung an Knochen und Calcium verwendet. Andere Transformationen wie eine Pixel-um-Pixel-Subtraktion gewichteter Bilder hoher und niedriger Energie wurden auch eingesetzt.
Eines der Probleme bei der Lehmann et al. Transformation bestand darin, daß diese Transformation das Rauschen der Bilder verstärkte, d. h. die Basisbilder wiesen ein schlechteres Signal/Rausch-Verhältnis als entweder das Bild hoher oder niedriger Energie auf. Die Verschlechterung im Zufallsrauschen war insbesondere in Bereichen hoher Röntgenstrahlschwächung oder dicken Abschnitten der Wirbelsäule schlecht, die durch relativ niedrige Pixelwerte dargestellt wurden.
Verschiedene Techniken wurden entwickelt, um weichteil- und knochenspezifische Basisbilder zu verarbeiten, um den Effekt des Zufallsrauschens zu vermindern. Eine Technik bestand darin, jedes Pixel des Basisbildes mit einer Glättungs- oder Filterfunktion zu falten, die jeden Pixelwert mit einem Prozentsatz des Durchschnittswertes der umgebenden Pixel mittelte. Ein Nachteil dieser Technik bestand darin, daß sie das erscheinende Zufallsrauschen oder statistische Rauschen in den dichten Knochenregionen des Bildes bei gleichzeitiger Verwaschung des gesamten Bildes entfernte.
Um die Verwaschung sämtlicher Regionen des Basisbildes zu vermeiden, haben andere eine regionspezifische Filterfunktion vorgesehen. Statistisches Rauschen erscheint im allgemeinen als ein Sprenkel oder Tupfer einer sich von den umgebenden Bereichen abhebenden Intensität, d. h. als Pixelwert, der sehr viel größer oder geringer als die Werte angrenzender Pixel ist. Spezifischerweise wurde die Abweichung zwischen einem Pixelwert und jedem dessen umgebender Nachbarwerte bestimmt. Wurde eine größere als eine vorgewählte Abweichung beobachtet, wurde die Verwaschungsfilterfunktion auf dieses Pixel des Basisbildes angewandt. Wurde eine geringere als die vorgewählte Abweichung beobachtet, wurde keine Filterung auf dieses Pixel angewandt.
Ein Nachteil dieser selektiven Filtertechnik besteht darin, daß die Abweichung zwischen benachbarten Pixelwerten nicht stets eine Rauschanzeige war. Statt dessen konnte die Abweichung das Ergebnis einer Gewebe- oder Knochengrenze, eines dünnen Blutgefäßes oder dergleichen sein. Dies führte zu einer Mittelung, die dazu neigte, Kanten zu verwaschen und feine Details des gefilterten Basisbildes zu verbergen. Andere Filter- und Datenverarbeitungstechniken wie Kantenverstärkungstechniken, andere Arten von Glättung oder Filterung und dergleichen wurden auch an den resultierenden Basisbildern ausgeführt.
Es ist ein Gegenstand der vorliegenden Erfindung, ein Gerät und Verfahren zur Bildverarbeitung anzugeben, in welchen die obigen Nachteile überwunden sind.
Gemäß einem ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung ist ein Bildverarbeitungsgerät vorgesehen, das aufweist: eine erste Bildspeichereinrichtung zum Speichern eines elektronischen Pixelwerts für jedes Pixel einer ersten Strahlungsenergiepegel-Bilddarstellung; eine zweite Bildspeichereinrichtung zum Speichern eines elektronischen Pixelwerts für jedes Pixel einer zweiten Strahlungsenergiepegel-Bilddarstellung derselben Region wie der ersten Bilddarstellung; eine Einrichtung zum Erzeugen eines ersten für bestrahltes Material spezifischen Composit-Bildes aus den Pixelwerten der ersten und zweiten Darstellung und eine Filtereinrichtung zur Verminderung der Rauschbeeinträchtigung im Bild, dadurch gekennzeichnet, daß die Filtereinrichtung jeden Pixelwert der ersten Bilddarstellung mit einer ersten materialspezifischen Filterfunktion bearbeitet und jeden Pixelwert der zweiten Bilddarstellung mit der ersten Filterfunktion bearbeitet und daß das Gerät eine erste Transformationseinrichtung aufweist, die die gefilterten Pixelwerte in das erste Composit-Bild umsetzt.
Gemäß einem zweiten Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Bildverarbeitungsverfahren vorgesehen, das die Schritte aufweist: Erzeugen erster und zweiter Strahlungsenergiepegel-Bilddarstellungen derselben Region eines Objekts; Erzeugen eines ersten für bestrahltes Material spezifischen Composit-Bildes aus der ersten und zweiten Darstellung und Vermindern der Rauschbeeinträchtigung im Bild durch Filtern, dadurch gekennzeichnet, daß das Vermindern der Rauschbeeinträchtigung die Filterung der ersten Bilddarstellung mit einer ersten materialspezifischen Filterfunktion umfaßt, um eine erste Bilddarstellung, gefiltert durch die erste Filterfunktion, zu erzeugen; Filtern der zweiten Bilddarstellung mit der ersten Filterfunktion, um eine zweite Bilddarstellung, gefiltert durch die erste Filterfunktion, zu erzeugen; und Umsetzen der gefilterten ersten und zweiten Bilddarstellung mit einer ersten Transformationsfunktion in das erste Composit-Bild.
Zwei Bildverarbeitungsgeräte und -verfahren gemäß der Erfindung werden nun beispielhalber unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen beschrieben, in denen:
Fig. 1 eine schematische Darstellung eines ersten Bildverarbeitungsgeräts zeigt;
Fig. 2A, 2B, 3A und 3B ein Filterfunktionsänderungsschema zum Einsatz in den beiden Bildverarbeitungsgeräten und -verfahren darstellen; und
Fig. 4 eine schematische Darstellung eines zweiten Bildverarbeitungsgeräts ist.
Gemäß Fig. 1 erzeugt ein diagnostischer Abtaster A wie ein digitaler Röntgenstrahl-Schlitzabtaster, ein CT- Scanner, eine Magnetresonanzabbildungsvorrichtung oder dergleichen, ein Paar Bilddarstellungen derselben Region von Interesse eines Objekts, d. h. ein Bild U geringer Energie und ein Bild V hoher Energie. Eine einstellbare Filter- und Transformationseinrichtung B konvertiert das Hoch- und Niedrigenergiebild in eines oder mehrere materialspezifische oder andere Composit-Bilder. Eine Filteränderungseinrichtung c überwacht zumindest eines der Hoch- und Niedrigenergiebilder, um die relative Größe des Signal/Rausch-Verhältnisses an jedem Bildpixel zu bestimmen, und ändert die in der Filter- und Transformationseinrichtung B angewandte Funktion entsprechend. Je geringer das Signal/Rausch-Verhältnis in einer Teilregion ist, um so mehr werden die die Teilregion repräsentierenden Pixelwerte gefiltert oder geglättet.
Der Scanner A, der in Fig. 1 für Erläuterungszwecke dargestellt ist, ist ein digitales Durchstrahlungssystem mit Schlitz/Abtast-Projektion. Er umfaßt eine Röntgenstrahlquelle 10, wie eine Röntgenröhre, die ein polyenergetisches fächerförmiges Bündel 12 aus Röntgenstrahlen erzeugt, die zumindest zwei Energiepegel aufweisen. Ein Eintrittskollimator 14 und ein Austrittskollimator 16 koilimieren das Röntgenstrahlbündel, das durch den Patienten tritt, auf eine vordefinierte fächerförmige Ebene. Eine erste oder Niedrigenergiedetektoranordnung 18 umfaßt eine lineare Anordnung von Detektoren zum Erfassen der Röntgenstrahlen niedriger Energie des Röntgenstrahlbündels. Eine zweite oder Hochenergieröntgenstrahldetektoranordnung 20 umfaßt eine lineare Anordnung von Röntgenstrahldetektoren, die unmittelbar hinter der Niedrigenergiedetektoranordnung angeordnet sind, um die Hochenergieröntgenstrahlphotonen zu detektieren.
Die Bremsleistung der Niedrigenergiedetektoren ist derart, daß primär Photonen geringer Energie gestoppt und in elektrische Signale transformiert werden, während die meisten Photonen hoher Energie hindurchtreten. Die Hochenergiedetektoren sind mit einem dichteren Material höherer Massenzahl mit größerem Bremsvermögen ausgelegt, um die Hochenergiephotonen anzuhalten und in elektrische Signale umzusetzen, die die Intensität von Hochenergiestrahlung, die hierauf auftrifft, anzeigen. Ein Detektor für jede der Hoch- und Niedrigenergieanordnungen ist ausgerichtet Rücken an Rücken mit der Röntgenstrahlquelle derart angeordnet, daß ein entsprechendes Paar von Detektoren Energie hoher und geringer Strahlung detektiert, die dieselbe Linie oder Teilregion des Patienten durchquert hat. Ein röntgenstrahlabsorbierendes Material 22 wie eine Kupferlage absorbiert Röntgenstrahlphotonen mittlerer Energie, die eine ausreichende Energie aufweisen, um durch die Detektoren geringer Energie hindurchzutreten. Die Dicke der Kupferlage wird so ausgewählt, daß Photonen, deren Energie unter einem vorgewählten hohen Energiepegel liegen, absorbiert werden. Auf diese Weise werden relativ unterscheidbare und getrennte Hoch- und Niedrigenergiephotonenpegel detektiert.
Ein mechanischer Antrieb 24 bewirkt, daß die Hoch- und Niedrigenergiedetektoranordnungen und die Eintritts- und Austrittskollimatoren transversal zur Ebene des Bündels derart ausgelenkt werden, daß eine rechtwinklige Region von Interesse des Patienten bestrahlt wird. Ein Codierer 26 ändert die Adresse für die Niedrig- und Hochenergiebilder U und V jedesmal, wenn die Detektoranordnung eine inkrementelle Distanz zurücklegt. Auf diese Weise liefert die Verschiebung der Detektoranordnung analoge Daten für ein Paar rechtwinkliger Hoch- und Niedrigenergiedetektor-Rasterfelder. Wahlweise können derartige Detektorrasterfelder auch durch Weglassung des mechanischen Antriebs 24 und Codierers 26 derart vorgesehen werden, daß sämtliche Pixel der Hoch- und Niedrigenergiebilder simultan statt Säule um Säule oder Spalte um Spalte aufgenommen werden.
Jeder Detektor der Hoch- und Niedrigenergiedetektoranordnung erzeugt ein analoges elektronisches Ausgangssignal, das proportional mit der Intensität der Röntgenstrahlen, die die Anordnung empfängt, variiert. Im bevorzugten Ausführungsbeispiel umfaßt jeder Detektor einen Szintillationskristall, der proportional zur Intensität der empfangenen Strahlung szintilliert oder Licht emittiert. Eine Photodiode erzeugt ein analoges Ausgangssignal, dessen Amplitude entsprechend der Intensität des Lichts vom Szintillationskristall variiert. Detektoren, die die Strahlung direkt in elektrische Signale umsetzen, CCD-Anordnungen und andere bekannte Strahlungsdetektoren sind auch in Betracht gezogen. Analog/Digital- Wandler 28 setzen die analogen Intensitätssignale in digitale Darstellungen der Strahlungsintensität um.
Die Bilddarstellungen hoher und niedriger Energie sind jeweils durch eine rechtwinklige Anordnung von Pixeln definiert, entsprechend einer rechtwinkligen Anordnung von Teilregionen der abgetasteten Region von Interesse. Die digitalen Pixelwerte, die jedem Pixel des Bildes oder der Teilregionen der Region von Interesse entsprechen, werden in entsprechenden Speicherelementen vom Niedrig- und Hochenergiebildspeicher U und V gespeichert. Im dargestellten Ausführungsbeispiel entspricht jedes Pixel in jeder Spalte der Bilder einem entsprechenden Detektor in der Detektoranordnung. Jedesmal, wenn die Detektoranordnung über eine inkrementelle transversale Distanz verschoben ist, werden die Daten für die nächste angrenzende Pixelspalte erzeugt. Da die Detektor- Anordnungen Rücken an Rücken vorgesehen sind, weist jedes Pixel in der Niedrigenergiebilddarstellung ein entsprechendes Pixel in der Hochenergiebilddarstellung auf, welches dieselbe Teilregion der Region von Interesse repräsentiert. Im bevorzugten Ausführungsbeispiel veranlassen die Teilregionen des Objekts, die die Strahlung am meisten schwächen wie dichter Knochen, die Szintillationskristalle, weniger Licht zu erzeugen, und rufen folglich geringere analoge Signale und geringere digitale Pixelwerte hervor. Es können selbstverständlich auch andere Numerierungsschemata für die Pixelwerte eingesetzt werden. Die Werte können linear, logarithmisch oder mit anderen vorselektierten Beziehungen bezüglich der Röntgenstrahlintensität variieren.
Die einstellbare Filter- und Transformationseinrichtung B umfaßt eine erste materialspezifische Bildfilter- und Transformationseinrichtung 40, die die Hoch- und Niedrigenergiebilder filtert und in ein erstes oder weichgewebespezifisches Bild umsetzt, das im Speicher 42 gespeichert wird. Eine erste Filtereinrichtung faltet die Niedrig- und Hochenergiebilddarstellungen getrennt Pixelum-Pirel mit einer adaptiven ersten Filterfunktion, die von Pixel zu Pixel variiert, um gefilterte Niedrig- und Hochenergiebilddarstellungen zu erzeugen. Eine erste Faltungseinrichtung 44 bearbeitet die Niedrigenergiebildpixelwerte mit der ersten Filterfunktion, um die gefilterte Niedrigenergiebilddarstellung zu erzeugen. Eine zweite Faltungseinrichtung 46 bearbeitet die Hochenergiebildpixelwerte mit derselben ersten Filterfunktion wie die des entsprechenden Niedrigenergiebildpixels, um die gefilterte Hochenergiebilddarstellung zu erzeugen. Das heißt, der Niedrigenergiebildpixelwert für die i-te Spalte und j-te Reihe, U(i,j), und der Hochenergiebildpixelwert für dieselbe Spalte und Reihe, V(i,j), werden jeweils mit derselben Filterfunktion K(i,j) gefaltet, um gefilterte Werte U'(i,j) und V'(i,j) entsprechend dem (i,j)-ten Pixel zu erzeugen. Wahlweise kann eine Speichereinrichtung für ein gefiltertes Bild vorgesehen sein, um die gefilterten Hoch- und Niedrigenergiebilder von den Faltungseinrichtungen 44 und 46 zu speichern.
Eine erste Transformationseinrichtung 48 bearbeitet die gefilterten Niedrig- und Hochenergiebilddarstellungen U' und V' mit der ersten Transformation F, um ein selektiertes materialspezifisches Bild I zu erzeugen. Das heißt, das materialspezifische Bild I ist eine Funktion F der gefilterten Hoch- und Niedrigenergiebilder U' und V':
I = F(U',V') (1).
Verschiedene Funktionen F können ausgewählt werden. Als ein Beispiel kann jeder Pixelwert des materialspezifischen Bildes I die Differenz der entsprechenden Pixel der Hoch- und Niedrigenergiebilder sein:
I(i,j) = V'(i,j) - U'(i,j) (2).
Als noch weiteres Beispiel kann das materialspezifische Bild anderen Linearkombinationen der gefilterten Hoch- und Niedrigenergiebilder entsprechen, wie einem gewichteten Durchschnitt:
I(i,j) = m V'(i,j) + n U'(ißj)/m +n (3),
worin m und n Wichtungsfaktoren sind.
Im bevorzugten Ausführungsbeispiel wird eine Transformation analog zu der Transformation, die von Lehmann et al. vorgeschlagen wurde, eingesetzt. Jedes Pixel des materialselektierten Bildes wird logarithmisch auf die entsprechenden Pixel der gefilterten Hoch- und Niedrigenergiebilder bezogen:
I(i,j) = k&sub1;log U'(i,j) + k&sub2;log V'(i,j) + k&sub3;log² U'(i,j) + k&sub4;log² V'(i,j) + k&sub5;log U'(i,j) log V'(i,j) (4),
worin k&sub1;, k&sub2;, k&sub3;, k&sub4; und k&sub5; Konstanten sind, die für den gegebenen Scanner A und für ein selektiertes Material bestimmt sind, für das das Bild in einem anfänglichen Kalibrierungsprozeß selektiv sein soll. Infolge der Hardware- Beschränkungen werden die k-Konstanten für jedes selektierte Abtastgerät unterschiedlich sein. Darüber hinaus werden unterschiedliche Konstanten für ein weichteilgewebeselektives Bild, ein knochenselektives Bild und andere materialselektive Bilder ausgewählt. Plexiglas kann für eine anfängliche Kalibrierung eingesetzt werden, um die k-Konstanten für ein weichteilgewebespezifisches Bild zu wählen, und Aluminium kann eingesetzt werden als Kalibrierungsphantom zur Selektion der Kalibrierungskonstanten k für ein knochenspezifisches Bild.
Eine zweite materialspezifische Filter- und Transformationseinrichtung 50 filtert und transformiert die Hoch- und Niedrigenergiebilder in ein zweites, vorzugsweise ein knochenspezifisches Bild, das in einem Speicher 52 gespeichert wird. Ein Paar Faltungseinrichtungen 54 und 56 bearbeiten Pixel um Pixel entsprechende Pixel der Hoch- und Niedrigenergiebilddarstellungen mit einer zweiten adaptiven Filterfunktion K&sub2;. Die Faltungseinrichtungen 54 und 56 führen eine ähnliche Faltung wie die Faltungseinrichtungen 44 und 46 mit der Ausnahme aus, daß sie eine andere Filterfunktion anwenden, die einzig für das materialspezifische Bild, das zu erzeugen ist, ausgewählt ist. Eine zweite Transformationseinrichtung 58 bearbeitet die gefilterten Hoch- und Niedrigenergiebilder mit einer zweiten Transformation G, um sie in ein zweites materialselektives Bild, vorzugsweise ein knochenselektives Bild I umzusetzen. Eine Darstellungseinrichtung 60 stellt selektiv die weichgewebe- und knochenspezifischen Bilder aus den Speichern 42 und 52 dar. Wie oben erläutert, kann die Funktion G eine Differenz, ein gewichteter Durchschnitt, eine logarithmische Kombination oder andere lineare oder nichtlineare Kombination der entsprechenden Pixel der gefilterten Hoch- und Niedrigenergiebilddarstellungen sein. Vorzugsweise implementiert die zweite Transformation G Gleichung (4) mit Ausnahme, daß die Werte der Konstanten k spezifisch für Knochen oder Aluminium anstatt für Weichteilgewebe oder Plexiglas selektiert sind.
Wo angebracht, können zusätzliche materialspezifische Filter/Transformations-Einrichtungen vorgesehen werden, um die Hoch- und Niedrigenergiebilder in Bilder zu filtern und zu transformieren, die spezifisch für andere Materialien sind. Obwohl die Filterfaltung und die Transformation jeweils als separate Operationen gezeigt sind, ist zu beachten, daß einige Filter- und Transformationsfunktionen zu einer einzelnen adaptiven Funktion zur Förderung der Datenverarbeitung kombiniert werden können.
Die Filteränderungseinrichtung C projiziert das Signal/Rausch-Verhältnis jedes Pixels des Bildes gemäß dem Pegel des Pixelwerts und ändert die Filterfunktion oder die Transformation entsprechend. Je geringer der Pixelwert, d. h. je größer die Strahlungsschwächung, um so größer ist das Potential, daß der Pixelwert signifikantes Rauschen enthält oder in einer Rauschregion liegt. Wenn der Pixelwert ansteigt, nimmt folglich die Strahlungsschwächung ab, verbessert sich das Signal/Rauschpegel- Verhältnis und reduziert sich das Ausmaß der Filterung.
Im bevorzugten Ausführungsbeispiel ist die Filterfunktion K durch eine 3·3 Kernal-Matrix definiert:
Die Faltung eines gegebenen Pixelwerts U(i,j) mit dieser Filterfunktion ersetzt den gegebenen Pixelwert mit der Summe von A mal dem gegebenen Pixelwert plus B mal jedem der acht unmittelbar angrenzenden Pixelwerte, d. h. das gefilterte Bild U' ist definiert durch:
U'(i,j) = AU(i,j) + BU(i-1,j-1) + BU(i-1,j) + BU(i-1,j+1) + BU(i,j-1) + BU(i,j+1) + BU(i+1,j-1) + BU(i+1,j) + BU(i+1,j+1) (6).
Die Werte A und B werden gemäß der Größe des gegebenen Pixelwerts selektiert. Die bevorzugten Ausführungen von A und B für Weichgewebe sind durch die Kurve der Fig. 2A und 2B definiert.
Gemäß diesen Fig. 2A und 2B wird, wenn der Pixelwert unterhalb eines vorselektierten minimalen Schwellwerts 70, etwa 2% des dynamischen Pixelwertbereichs im bevorzugten Ausführungsbeispiel, liegt, angenommen, daß die Region sehr verrauscht ist. Entsprechend werden A und B so selektiert, daß sie 1/9 betragen. Das heißt, der Pixelwert wird durch das Mittel seiner selbst und seiner acht umgebenden Pixelwerte ersetzt. Liegt der Pixelwert über einem vorselektierten hohen Schwellwert 72, vorzugsweise etwa 20% des dynamischen Pixelwertbereichs, bleibt der Pixelwert unverändert. Das heißt, A=1 und B=0.
Zwischen den hohen und niedrigen Schwellwerten variieren die relativen Größen von A und B linear mit den Pixelwerten. Im in den Fig. 2A und 2B dargestellten Ausführungsbeispiel variiert der Wert von A zwischen 1/9 und eins linear. Der Wert von B variiert zwischen 1/9 und null linear.
Gemäß den Fig. 3A und 3B wird eine andere Filterfunktion vorzugsweise für Weichgewebe und knochenspezifische Bilder selektiert. Statt der Beziehung, die in den Fig. 2A und 2B für Weichgewebe dargestellt sind, sind in den Fig. 3A und 3B die bevorzugten Werte von A und B für ein knochenspezifisches Bild dargestellt. Für geringe Pixelwerte oder eine hohe Röntgenstrahlschwächung unterhalb eines niedrigen Schwellwerts 74 wird jedes Pixel wiederum gleichmäßig mit seinen umgebenden Nachbarn gemittelt. Über einem vorselektierten hohen Schwellwert 76 wird fortgesetzt jedes Pixel mit seinen umgebenden Nachbarn gemittelt. Jedoch ist der Wert A auf 1/2 gesetzt und der Wert B ist auf 1/16 gesetzt. Zwischen dem hohen und niedrigen Schwellwert variiert A zwischen 1/9 und 1/2 linear, und der Wert B variiert zwischen 1/9 und 1/16 linear.
Andere Beziehungen zwischen A und B können ausgewählt werden. Jedoch wird bevorzugt, daß:
A + 8B = konstant (7).
Im bevorzugten Ausführungsbeispiel beträgt die Konstante eins. Es können natürlich andere Beziehungen zwischen A und B selektiert werden, beispielsweise können ihre Werte exponentiell, logarithmisch oder gemäß anderer komplexer Funktionen variieren. Beispielsweise können A und B mit einer im wesentlichen S-förmigen Kurve variieren, in der sich A an einem Extremum asymptotisch 1/9 nähert und 1 für Weichgewebe und 1/2 für Knochen am anderen Extremum; und B sich asymptotisch an einem Extremum 1/9 nähert und null für Weichgewebe und 1/16 für Knochen am anderen Extremum. Diese Funktion kann kontinuierlich über den vollen dynamischen Bereich der Pixelpegel ohne abschneidende Grenzwerte variieren.
Es können auch andere Filterfunktionen oder Kernals K selektiert werden. Beispielsweise kann das Kernal andere Ausmaße wie beispielsweise eine 5·5 Matrix umfassen, die jeden Pixelwert mit einem Bruchteil der acht unmittelbar angrenzenden Pixelwerte und der sechzehn nächsten am unmittelbarsten angrenzenden Pixelwerte mitteln. Wird die Kernal-Matrix größer, können darüber hinaus die Pixelwerte innerhalb jedes umgebenden Rings im allgemeinen gemäß ihrer radialen Distanz vom Mittelpunkt variieren, anstatt lediglich als Funktion des quadratischen Rings. Andere Faltungs- und Filterfunktionen können wahlweise selektiert werden.
Wieder bezugnehmend auf Fig. 1, umfaßt die bevorzugte Rauschpegelbestimmungs- und Filteränderungseinrichtung C eine separate Schaltung für jedes der materialspezifischen Bilder. Dies ermöglicht, daß eine unterschiedliche Filterfunktion wie die Filterfunktion der Fig. 2 und 3 für jedes materialspezifische Bild ausgewählt wird. Da jedoch jede der Filteränderungseinrichtungen C denselben Aufbau aufweist, ist zu beachten, daß die folgende Diskussion gleichermaßen auf beide anwendbar ist.
Wo angebracht, kann eine Adressenskalierungseinrichtung 80 die niederenergetischen Pixelwerte U(i,j) so einstellen, daß diese den Adressen einer Kernal- oder Filterfunktionselektionseinrichtung 82 entspricht. Vorzugsweise wird die Niedrigenergiebilddarstellung dazu benutzt, die Filterfunktion für die entsprechenden Pixel sowohl für das Nieder- als auch Hochenergiebild zu selektieren. In einem bevorzugten Ausführungsbeispiel umfaßt die Filterfunktionsselektionseinrichtung eine erste Nachschlagtabelle 84, die durch den ersten Pixelwert U(i,j) adressiert wird, um den entsprechenden A-Wert nachzuschlagen und zu ermitteln, sowie eine zweite Nachschlagetabelle 86, die durch den Pixelwert zum Nachschlagen des entsprechenden B-Werts adressiert wird. Eine Kernal-Matrixeinrichtung 88 assembliert die Kernal-Matrix- oder Filterfunktion K aus den Werten, die aus den Nachschlagetabellen 84 und 86 abgerufen werden. Werden größere Kernal-Matrizen benutzt, können zusätzliche Nachschlagetabellen vorgesehen werden, um die zusätzlichen Matrixwerte zu selektieren. Wahlweise kann die Filterfunktionsselektionseinrichtung 82 eine arithmetische Einheit sein, die die A- und B-Werte mathematisch von jedem Pixelwert U(i,j) berechnet.
Gemäß Fig. 4 können die ersten und zweiten oder Hoch- und Niedrigenergiebilder zu unterschiedlichen Zeitpunkten aufgezeichnet werden. Ein Bilddigitalisierer 100 kann ein Film-, Langzeitspeicherphosphor- oder Bildverstärkerausgangsbild in Pixelwerte umsetzen, die Pixeln eines ersten oder Niedrigenergiebildes entsprechen, um diese in einer ersten Bildspeichereinrichtung 102 zu speichern. Darauffolgend kann ein zweites Film-, Phosphor- oder Bildverstärkerbild, das durch dieselbe Region des Patienten aufgenommen ist, durch den Digitalisierer digitalisiert werden, um in einer zweiten Bildspeichereinrichtung 104 gespeichert zu werden. Falls das erste und zweite Film- oder Phosphorbild mit unterschiedlichen Strahlungsenergien aufgenommen wurden, werden das erste und zweite digitale Bild für dieselbe Region ein Hoch- und Niedrigenergiebild repräsentieren. Eine geeignete Indexierung zur Ausrichtung der Bilder kann erforderlich sein.
Gemäß dem Pegel der Pixelwerte im Niedrigenergie- oder ersten Bild selektiert die Filterfunktionsselektionseinrichtung C die geeigneten Filterfunktionen für die Faltungseinrichtungen 110, 112, 114 und 116, die gefilterte Bilder zur Speicherung in Filterbildspeichern 120, 122, 124 und 126 erzeugen.
Eine adaptive Transformationseinrichtung 130 kombiniert die gefilterten Bilder gemäß dem Pegel der Pixelwerte in den Bildern. Eine Pixelwertüberwachungseinrichtung 132 überwacht die Amplitude der Pixelwerte eines der Bilder, vorzugsweise eines der gefilterten Niedrigenergiebilder. Verschiedene Transformationsfunktionen können ausgewählt werden. Das von der Transformationseinrichtung 130 erzeugte Bild wird in einem Composit- Bildspeicher 134 gespeichert. Beispielsweise kann die Transformationseinrichtung 130 entsprechende Pixelwerte sämtlicher vier gefilterter Bilder summieren, wenn der entsprechende Pixelwert des überwachten Bildes sich in einem vorselektierten Amplitudenbereich, beispielsweise einem zentralen Bereich, befindet. Für niedrige Amplitudenbereiche können die entsprechenden Pixel der beiden gefilterten Hochenergiebilder hinzugefügt oder addiert werden. Zwischen den zentralen und niedrigen Bereichen kann eine gewichtete Mittelung ausgeführt werden. Analog können in einem hohen Pixelamplitudenbereich die entsprechenden Pixel des Niedrigenergiebildes hinzugefügt werden. Zwischen dem mittleren und den Hochpixelwertbereichen kann eine Rampenfunktion oder dergleichen als Basis zum Ausführen einer gewichteten Mittelung selektiert werden. Es können jedoch auch andere Kombinationsgleichungen in Betracht gezogen werden.

Claims

1. Bildverarbeitungsgerät, aufweisend: eine erste Bildspeichereinrichtung (102) zum Speichern eines elektronischen Pixelwerts für jedes Pixel einer ersten Strahlungsenergiepegel-Bilddarstellung (U); eine zweite Bildspeichereinrichtung (104) zum Speichern eines elektronischen Pixelwerts für jedes Pixel einer zweiten Strahlungsenergiepegel-Bilddarstellung (V) derselben Region wie der ersten Bilddarstellung; eine Einrichtung zum Erzeugen eines ersten für bestrahltes Material spezifischen Composit-Bildes aus den Pixelwerten der ersten und zweiten Darstellung (U,V) und eine Filtereinrichtung zur Verminderung der Rauschbeeinträchtigung im Bild, dadurch gekennzeichnet, daß die Filtereinrichtung (44, 46, 110, 112) jeden Pixelwert der ersten Bilddarstellung (U) mit einer ersten materialspezifischen Filterfunktion (K) bearbeitet und jeden pixelwert der zweiten Bilddarstellung (V) mit der ersten Filterfunktion (K) bearbeitet und daß das Gerät eine erste Transformationseinrichtung (48, 30) aufweist, die die gefilterten Pixelwerte in das erste Composit-Bild umsetzt.

2. Gerät nach Anspruch 1, ferner aufweisend eine erste Filterfunktions-Änderungseinrichtung (C) , die die erste Filterfunktion (K) gemäß einer statistischen Wahrscheinlichkeit dafür, daß das zu filternde Pixel rauschbeeinträchtigungsfrei ist, selektiv ändert.

3. Gerät nach Anspruch 2, in welchem die Filterfunktions- Änderungseinrichtung (C) zumindest eine Nachschlagetabelle (84, 86) aufweist, die betriebswirksam mit zumindest einer der ersten und zweiten Bildspeichereinrichtung verbunden ist, um durch den Pixelwert zumindest eines jedes entsprechenden, zu filternden Paares von Pixeln adressiert zu werden, wobei die Nachschlagetabelle (84, 86) Kernmatrixwerte (Kernal-Matrixwerte) (A,B) einer Filterfunktion (K) entsprechend dem adressierten Pixelwert abruft, und in welchem die erste Filtereinrichtung (44, 46, 110, 112) eine Faltungseinrichtung (44, 46) aufweist, die die Pixelwerte der ersten und zweiten Bildspeichereinrichtung mit der Kernmatrix (K) faltet.

4. Gerät nach Anspruch 1, ferner ausweisend: eine zweite Filtereinrichtung (54, 56), die jeden Pixelwert der ersten Bilddarstellung (U) von der ersten Speichereinrichtung mit einer zweiten materialspezifischen Filterfunktion (K&sub2;) bearbeitet und jeden Pixelwert der zweiten Bilddarstellung (V) von der zweiten Speichereinrichtung mit der zweiten Filterfunktion (K&sub2;) bearbeitet; eine zweite Transformationseinrichtung (58), die gefilterte Pixelwerte von der ersten und zweiten Speichereinrichtung in ein zweites für bestrahltes Material spezifisches Composit-Bild umsetzt; und eine Speichereinrichtung (52) für das zweite Composit- Bild, die das zweite Composit-Bild speichert.

5. Gerät nach Anspruch 4, ferner aufweisend eine Filterfunktions-Änderungseinrichtung (C,C) , die die erste und zweite Filterfunktion (K,K&sub2;) selektiv ändert, wobei die Filterfunktions-Änderungseinrichtung (C,C) mit einer der ersten und zweiten Bildspeichereinrichtung betriebswirksam verbunden wird, um die erste und zweite Filterfunktion (K,K&sub2;) entsprechend jedem durch die erste und zweite Filtereinrichtung (44, 46, 54, 56) zu filternden Pixelwert zu ändern.

6. Bildverarbeitungsgerät nach Anspruch 5, ferner aufweisend: eine Strahlungsquelle (10), die zumindest Strahlung höherer und niedrigerer Energie erzeugt; eine Strahlungsdetektoreinrichtung (18, 20), die die höhere und niedrigere Energiestrahlung, die durch eine ausgewählte interessierende Region eines Objekts tritt, separat erfaßt und digitale elektronische Pixelwerte erzeugt, die die Intensität hierdurch empfangener Strahlung höherer und niedrigerer Energie anzeigen; worin die zweite Bildspeichereinrichtung mit der Detektoreinrichtung (20) betriebswirksam verbunden ist, um digitale elektronische Pixelwerte, die die Strahlungsintensität höherer Energie anzeigen, für jedes Pixel einer Bilddarstellung (V) für höhere Energie der interessierenden Region zu speichern; und die erste Bildspeichereinrichtung betriebswirksam mit der Detektoreinrichtung (18) verbunden ist, um digitale elektronische Pixelwerte, die die Strahlungsintensität geringerer Energie anzeigen, für jedes Pixel einer Bilddarstellung (U) geringerer Energie der interessierenden Region zu speichern.

7. Verfahren zur Bildverarbeitung, aufweisend die Schritte: Erzeugen erster und zweiter Strahlungsenergiepegel-Bilddarstellungen (U,V) derselben Region eines Objekts, Erzeugen eines ersten für bestrahltes Material spezifischen Composit-Bildes aus der ersten und zweiten Darstellung (U,V) und Vermindern der Rauschbeeinträchtigung im Bild durch Filtern, dadurch gekennzeichnet, daß das Vermindern der Rauschbeeinträchtigung die Filterung der ersten Bilddarstellung mit einer ersten materialspezifischen Filterfunktion (K) umfaßt, um eine erste Bilddarstellung (U') , gefiltert durch die erste Filterfunktion, zu erzeugen; Filtern der zweiten Bilddarstellung mit der ersten Filterfunktion (K), um eine zweite Bilddarstellung (V'), gefiltert durch die erste Filterfunktion, zu erzeugen, und Umsetzen der gefilterten ersten und zweiten Bilddarstellung mit einer ersten Transformationsfunktion (F) in das erste Composit- Bild (I).

8. Verfahren nach Anspruch 7, ferner aufweisend die Schritte: Filtern der ersten und zweiten Bilddarstellungen (U,V) mit einer zweiten materialspezifischen Filterfunktion (K&sub2;), um erste und zweite Bilddarstellungen (U'', V'') zu erzeugen, die mit der zweiten Filterfunktion gefiltert sind; und Umsetzen der mit der zweiten Filterfunktion gefilterten ersten und zweiten Bilddarstellung mit einer zweiten Transformationsfunktion (G) in ein zweites für bestrahltes Material spezifisches Composit-Bild.

9. Verfahren nach Anspruch 8, in welchem: die erste und zweite Bilddarstellung (U,V) für hohe bzw. niedrige Energie spezifische Durchleuchtungsbilder darstellen; und die erste und zweite Transformationsfunktion (F,G) die gefilterten Bilddarstellungen (U',V',U'',V'') in Bilder (I) umsetzen, die repräsentativ für ein erstes Material und ein zweites Material sind, derart, daß das erste Composit-Bild ein spezifisches Bild für ein erstes Material und das zweite Composit-Bild ein spezifisches Bild für ein zweites Material sind.

10. Verfahren nach Anspruch 7 oder Anspruch 8 oder Anspruch 9, in welchem: die erste und zweite Bilddarstellung (U,V) jeweils durch mehrere Pixel definiert sind, wobei jedes Pixel der ersten Bilddarstellung ein entsprechendes Pixel in der zweiten Bilddarstellung aufweist, das dieselbe Teilregion einer interessierenden abgebildeten Region darstellt, wobei jede Bilddarstellung mehrere Pixelwerte aufweist, wobei jeder Pixelwert einem der Pixel entspricht, und das Verfahren ferner den Schritt der Änderung der ersten Filterfunktion (K) entsprechend einer Charakteristik jedes zu filternden Pixelwerts umfaßt, derart, daß die erste Filterfunktion (K) entsprechend dem Pixelwert jedes zu filternden Pixels variiert wird.

11. Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, ferner aufweisend den Schritt der Selektion zumindest einer der ersten Filter-, zweiten Filter-, ersten Transformations- und zweiten Transformationsfunktionen (K, K&sub2;, F, G) entsprechend den Charakteristiken zumindest einer der ersten und zweiten Bilddarstellung (U,V).

12. Verfahren nach Anspruch 11, in welchem: jede Filterfunktion (K,K&sub2;) eine Matrix umfaßt; der Filterfunktionsselektionsschritt die Selektion der Werte (A,B) von Matrixelementen umfaßt; und der Filterschritt ein Falten von Pixelwerten der Bilddarstellung (U,V) mit der Matrix umfaßt.

13. Verfahren nach Anspruch 11 oder 12, in welchem: der Bilddarstellungs-Erzeugungsschritt die Bestrahlung des Objekts mit Strahlung eines ersten Energiepegels zur Erzeugung der ersten Bilddarstellung (U) und die Bestrahlung des Objekts mit Strahlung eines zweiten Energiepegels zur Erzeugung der zweiten Bilddarstellung (V) umfaßt; und die Transformationsfunktionen (F,G) derart selektiert werden, daß das erste Composit-Bild für ein erstes Material materialspezifisch ist und das zweite Composit-Bild materialspezifisch für ein zweites Material ist.