DE60202588T2

DE60202588T2 - Verfahren zur Rauschminderung

Info

Publication number: DE60202588T2
Application number: DE60202588T
Authority: DE
Inventors: Pieter Vuylsteke
Original assignee: Agfa Gevaert NV
Current assignee: Agfa HealthCare NV
Priority date: 2002-02-22
Filing date: 2002-02-22
Publication date: 2006-01-05
Anticipated expiration: 2022-02-23
Also published as: JP2003319261A; EP1345170B1; JP4486784B2; DE60202588D1; EP1345170A1

Description

TECHNISCHES GEBIET
Die vorliegende Erfindung betrifft die Bildverarbeitung von digitalen Bildern in der Medizin. Die Erfindung betrifft insbesondere ein Verfahren zum Reduzieren von Rauschen in einem medizinischen Bild.
ALLGEMEINER STAND DER TECHNIK
Heutzutage existieren mehrere Erfassungstechniken für medizinische Bilder, die eine digitale Signaldarstellung eines medizinischen Bilds wiedergeben, zum Beispiel einer Röntgenaufnahme.
Ein Beispiel für ein derartiges System ist ein Computerröntgensystem, bei dem ein Strahlungsbild auf einem vorübergehenden Speicherungsmedium, insbesondere einem photostimulierbaren Leuchtstoffschirm, aufgezeichnet wird. Bei einem derartigen System erhält man eine digitale Signaldarstellung durch Scannen des Schirms mit Strahlung von einer oder mehreren Wellenlängen innerhalb des stimulierenden Wellenlängenbereichs des Leuchtstoffs und durch Detektieren des vom Leuchtstoff bei Stimulierung emittierten Lichts.
Weitere Beispiele für Computerröntgensysteme sind Direktröntgensysteme, beispielsweise Systeme, bei denen ein Röntgenbild in einem Halbleitersensor aufgezeichnet wird, der eine strahlungsempfindliche Schicht und eine Schicht aus einer elektronischen Ausleseschaltung umfaßt.
Noch ein weiteres Beispiel für ein Computerröntgensystem ist ein System, bei dem ein Röntgenbild auf einem herkömmlichen Röntgenfilm aufgezeichnet wird und wobei dieser Film entwickelt und danach einem Bildscannen unterzogen wird.
Noch andere Systeme wie etwa ein Tomographiesystem können in Betracht gezogen werden.
Die digitale Bilddarstellung des durch eines der obigen Systeme erfaßten medizinischen Bilds kann dann zum Erzeugen eines sichtbaren Bilds verwendet werden, anhand dessen die Diagnose vorgenommen wird. Dazu wird die digitale Signaldarstellung an ein Ausdrucksaufzeichnungsgerät oder an eine Displayeinrichtung angelegt.
Die digitale Signaldarstellung des Bilds wird üblicherweise vor der Ausdrucksaufzeichnung oder dem Display einer Bildverarbeitung unterzogen.
Um die digitalen Bildinformationen optimal in ein sichtbares Bild auf einem Medium umzuwandeln, auf dem die Diagnose vorgenommen wird, wurde ein Mehrfachauflösungsbildverarbeitungsverfahren entwickelt, mit Hilfe dessen der Kontrast eines Bilds verstärkt wird.
Gemäß diesem Mehrfachauflösungsbildverarbeitungsverfahren wird ein Bild, das durch ein Array von Pixelwerten dargestellt wird, durch Anwenden der folgenden Schritte verarbeitet. Zunächst wird das Vorlagenbild in eine Sequenz von Detailbildern mit mehreren Skalen und ein Restbild zerlegt.
Als nächstes werden die Pixelwerte der Detailbilder modifiziert, indem auf diese Pixelwerte mindestens eine nichtlineare monoton ansteigende ungerade Umwandlungsfunktion mit einer Steigung angewendet wird, die mit zunehmenden Argumentwerten allmählich abnimmt.
Schließlich wird ein verarbeitetes Bild berechnet, und zwar durch Anwenden eines Rekonstruktionsalgorithmus auf das Restbild und die modifizierten Detailbilder, wobei der Rekonstruktionsalgorithmus derart ist, daß das Vorlagenbild oder eine gute Annäherung davon erhalten würde, wenn er ohne Modifikation auf das Restbild und die Detailbilder angewendet würde.
Verschiedene Ausführungsformen der obigen Bildverarbeitungstechnik ist in dem europäischen Patent EP 527 525 ausführlich beschrieben worden, wobei die Verarbeitung als MUSICA-Bildverarbeitung bezeichnet wird (MUSICA ist ein eingetragenes Warenzeichen von AGFA-GEVAERT N. V.).
Das beschriebene Verfahren ist im Vergleich zu herkömmlichen Bildverarbeitungstechniken wie etwa unscharfe Maskierung usw. vorteilhaft, da es die Sichtbarkeit feiner Details im Bild erhöht und weil es die naturgetreue Wiedergabe der Bildrepduktion erhöht, ohne daß Artefakte eingeführt werden.
Um den Rauschpegel in einem digitalen Bild zu reduzieren, wurde ein Verfahren angewendet, wie es in der europäischen Patentanmeldung EP-A-574,969 beschrieben ist.
Die digitale Bilddarstellung wird in einen Satz von Detailbildern zerlegt, die das Bilddetail bei aufeinanderfolgenden Auflösungsniveaus darstellen, und ein Restbild.
Mindestens einige dieser Detailbilder werden dann wie folgt verarbeitet. Zuerst wird der Rauschpegel in jedem Detailbild geschätzt. Als nächstes wird um jedes Pixel herum eine lokale Beobachtungsnachbarschaft festgelegt und die lokale Abweichung wird innerhalb dieser Nachbarschaft geschätzt.
Dann werden die Detailbilder pixelmäßig als eine Funktion des Bildinhalts und gemäß dem geschätzten Rauschpegel abgeschwächt.
Insbesondere wird die lokale Abweichung mit der Rauschabweichung verglichen, und ein Pixel wird abgeschwächt, wenn sich die lokale Abweichung der Rauschabweichung annähert. Keine Abschwächung wird angewendet, wenn die lokale Abweichung signifikant größer ist als die Rauschabweichung.
Bei diesem Verfahren wird die Abschwächung bei einer spezifischen Skala der Mehrfachauflösungsdarstellung unabhängig von den anderen Skalen bestimmt. Der Rauschpegel bei der Skala, die verarbeitet wird, wird als Referenz genommen.
Dieser Ansatz hat den folgenden Nachteil. Bei ein und demselben Pixel können die Abweichungskoeffizienten aufeinanderfolgender Skalen stark differieren, weil die Korrelation zwischen Pixeln bei aufeinanderfolgenden Skalen begrenzt ist und weil die Berechnung der Abschwächung eine nichtlineare Operation ist.
Diese Tatsache führt zusätzliches Rauschen mit geringer Größe, aber einem recht willkührlichen Muster ein.
Eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht in der Bereitstellung eines Verfahrens, das die oben beschriebenen Probleme des Stands der Technik überwindet.
KURZE DARSTELLUNG DER ERFINDUNG
Um die Probleme des Stands der Technik zu überwinden, stellt die vorliegende Erfindung ein Verfahren bereit, wie es in den beigefügten Ansprüchen dargelegt ist.
Die Ausführungsformen der Verfahren der vorliegenden Erfindung werden allgemein in Form eines Computerprogrammprodukts implementiert, das dafür ausgelegt ist, die Verfahrensschritte der vorliegenden Erfindung auszuführen, wenn es auf einem Computer läuft. Das Computerprogrammprodukt wird üblicherweise in einem computerlesbaren Trägermedium wie etwa einer CD-ROM gespeichert. Alternativ hat das Computerprogrammprodukt die Form eines elektrischen Signals und kann durch elektronische Kommunikation einem Benutzer übermittelt werden.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 zeigt eine Vorrichtung für die Erfassung einer digitalen Signaldarstellung eines medizinischen Bilds, für die Verarbeitung der digitalen Darstellung und für die Erzeugung eines verbesserten sichtbaren Bilds,
2 ist eine Blockdarstellung, die die Bildkette darstellt,
3 ist eine Umwandlungsfunktion, die zum Reduzieren von übermäßigem Kontrast angewendet wird,
4 ist eine Umwandlungsfunktion, die zusätzlich zum Verstärken von subtilem Kontrast angewendet wird,
5 ist eine zusammengesetzte Umwandlungsfunktion,
6 zeigt die Ableitung der zusammengesetzten Umwandlungsfunktion mit einem lokalen Minimum,
7 zeigt einen unzutreffenden Fall einer zusammengesetzten Umwandlungsfunktion (durchgezogene Linie), die nicht monoton ist, zusammen mit ihrer Ableitung (gepunktete Linie),
8 zeigt den Abschwächungskoeffizienten als Funktion des lokalen Kontrast-Rausch-Verhältnisses bei aufeinanderfolgenden Skalen,
9 zeigt eine Ausführungsform einer Gradationskurve, die aus drei zusammenhängenden Segmenten besteht,
10 veranschaulicht die Evolution der Gradationskurve mit einem variierenden Teilbereich (erste Ausführungsform),
11 veranschaulicht die Evolution der Gradationskurve mit einem variierenden Teilbereich (zweite Ausführungsform),
12 veranschaulicht eine Gradationskurve mit linearen Verlängerungen (dritte Ausführungsform).
13 zeigt eine Nachbarschaft für die Benotung eines zentralen Pixels als Teil eines beim Erzeugen eines binären Maskenbilds relevanter Pixel verwendeten Auswahlkriteriums.
AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Beschreibung eines Bilderfassungssystems
Von einer Strahlungsquelle (2) emittierte Röntgenstrahlen werden von einem nicht gezeigten Patienten durchgelassen und auf einem vorübergehenden Speicherungsmedium aufgezeichnet, insbesondere einem photostimulierbaren Leuchtstoffschirm (3). Bei einer Identifikationsstation (4) werden Patientenidentifikationsdaten in eine Speichereinrichtung geschrieben, zum Beispiel einen EEPROM, der an einer den photostimulierbaren Leuchtstoffschirm tragenden Kassette vorgesehen ist.
Der belichtete photostimulierbare Leuchtstoffschirm wird dann in eine Auslesevorrichtung (1) eingeführt, wo eine digitale Signaldarstellung des gespeicherten Strahlungsbilds erzeugt wird.
Dazu wird der belichtete Schirm mit Hilfe von Strahlung mit einer oder mehreren Wellenlängen innerhalb des Stimulationswellenlängenbereichs des photostimulierbaren Leuchtstoffs gescannt.
Bildmäßig moduliertes Licht wird bei Stimulation von dem Leuchtstoff emittiert. Dieses Licht wird detektiert und von einem optoelektronischen Wandler und einem nachfolgenden A-D-Wandler in eine digitale Signaldarstellung des Strahlungsbilds umgewandelt.
Die digitale Signaldarstellung wird an ein Bildverarbeitungsmodul (7) angelegt, die in der Ausleseeinrichtung integriert oder als eine separate Einheit bereitgestellt sein kann. In dem Bildverarbeitungsmodul wird die digitale Signaldarstellung verschiedenen Arten der Verarbeitung unterzogen, unter anderem einer Mehrfachauflösungskontrastverstärkung, Rauschreduzierung und Gradationsbearbeitung.
Schließlich wird die verarbeitete digitale Bilddarstellung an eine Ausgabevorrichtung wie etwa eine Ausdrucksaufzeichnungseinrichtung (6) oder einen Displaymonitor (5) angelegt, wo ein sichtbares Bild erzeugt wird.
Das sichtbare Bild kann von dem Radiologen verwendet werden, um eine Diagnose zu stellen.
Bildkette
Unter dem Ausdruck „Bildkette" wird die Sequenz von Bildoperationen und Bildverarbeitungssteuermechanismen verstanden, die entweder separat oder in Kombination auf die Signaldarstellung des Bilds angewendet werden, um das von der Ausleseeinrichtung erzeugte Signal in eine verarbeitete digitale Signaldarstellung umzuwandeln, die an die Ausgabeeinrichtung angelegt werden kann.
Ein die ganze Bildkette darstellendes Blockschaltbild ist in 2 dargestellt.
Die Bildkette umfaßt die unten aufgezählten Schritte. Jeder der Schritte wird nachfolgend ausführlich beschrieben.
Bei einem Vorschritt wird die digitale Signaldarstellung eines Bilds einer Umwandlung gemäß einer Quadratwurzelfunktion unterzogen, um die Pixelwerte proportional zu der Quadratwurzel der auf dem photostimulierbaren Leuchtstoffschirm aufgezeichneten Strahlungsdosis zu machen. Das entstehende Bild wird als ein digitales Rohbild bezeichnet.
Eine der Hauptquellen von Rauschen in dem Bild ist das Quantensprenkeln, das eine Poisson-Verteilung aufweist. Die Quadratwurzelumformung stellt sicher, daß die Rauschstatistik in eine Gaussche Verteilung mit einer Standardabweichung transformiert wird, die von der Dosis unabhängig ist. Die letztere Vorverarbeitung des digitalen Bilds ist nicht wesentlich, vereinfacht die Mathematik der folgenden Verarbeitungsschritte aber stark, da dann davon ausgegangen werden kann, daß das Rauschen über das Rohbild hinweg im wesentlichen gleichförmig ist.
Bei einer alternativen Ausführungsform wird die Quadratwurzelumwandlung mit Hilfe eines Verstärkers mit einer Quadratwurzelkennlinie in der Auslesevorrichtung durchgeführt. Ein digitales Rohbild wird durch Anwenden einer A-D-Umwandlung auf das resultierende Signal erzeugt.
Bei beiden Ausführungsformen wird das digitale Rohbild für die weitere Verarbeitung verwendet.
Bei einem ersten Verarbeitungsschritt wird das digitale Rohbild gemäß einer Mehrfachauflösungstransformation in mindestens zwei Detailbilder bei aufeinanderfolgenden Skalen und ein Restbild zerlegt (im weiteren als eine Mehrskalendarstellung bezeichnet).
Aus der Mehrskalendarstellung und/oder dem digitalen Rohbild werden eine Reihe von Werten abgeleitet, wie etwa Rauschpegel, Verstärkungsfaktor, lokale Kontrast-Rausch-Verhältnis-(KRV)-Schätzwerte. Diese Werte werden in den folgenden Schritten verwendet.
Bei dem nächsten Schritt wird die Mehrskalendarstellung einer Normierungsprozedur unterzogen, um störende Fluktuationen auszulöschen, die auf Dosisschwankungen, unterschiedliche Belichtungsparameter, unterschiedlichen Patientenspielraum usw. zurückzuführen sind.
Darauf folgt eine Reduktion des übermäßigen Kontrasts im Bild. Dieser Schritt umfaßt eine Begrenzung des Signalbereichs durch Anwenden einer Umwandlungsfunktion, die aus einem linearen und einem exponentiellen Teil besteht.
Die Reproduktion subtiler Details wird mit Hilfe einer verstärkenden Komponente verbessert, die der Funktion zum Begrenzen des Signalbereichs überlagert ist.
Bei dem folgenden Verarbeitungsschritt werden die kleinskaligen Kanten und Texturen durch Kontrollieren der Kontrastverstärkung von Details als Funktion der Skala in der Mehrskalendarstellung wiedergegeben.
Als nächstes wird das Bild einer gewebespezifischen Kontrastverstärkung unterzogen. Dieser Verstärkungsschritt verwendet eine aus dem Rohbild abgeleitete Segmentierungskarte.
In dem nachfolgenden Schritt werden die Pixel der Mehrskalendarstellung je nach dem lokalen Kontrast-Rausch-Verhältnis, wobei die Größe zwischen homogenen und nichthomogenen Bildgebieten unterscheidet, lokal abgeschwächt oder verstärkt.
Als nächstes wird die verarbeitete Mehrskalendarstellung durch Anwenden der Umkehrung der Zerlegungstransformation auf die modifizierten Detailbilder einem Rekonstruktionsschritt unterzogen.
Schließlich wird das rekonstruierte Bild einer Gradationsverarbeitung unterzogen, und die Pixelwerte werden in Ansteuerwerte für die einen Ausdruck oder eine Bildschirmausgabe reproduzierende Einrichtung umgewandelt.
Die auf die Signaldarstellung des Strahlungsbilds angewendete Verarbeitung umfaßt eine Mehrfachauflösungskontrastverstärkung. Das Bild wird zuerst in eine gewichtete Summe von Basisbildkomponenten bei mehreren Skalen zerlegt, indem eine Zerlegungstransformation angewendet wird. Die Komponenten der Mehrfachauflösungsdarstellung werden als Detailbilder bezeichnet. Die Pixelwerte der Mehrfachauflösungsdarstellung entsprechen dem Kontrast von Elementarbildkomponenten relativ zu ihrer engen Nachbarschaft.
Auf diesen Mehrfachauflösungszerlegungsschritt folgt ein Bildverstärkungsschritt, bei dem die Pixelwerte der Mehrfachauflösungsdarstellung verstärkt oder abgeschwächt werden, damit man die angestrebte Kontrastverstärkung erhält.
Im nächsten Schritt werden die modifizierten Komponenten zu einem Grauwertbild rekombiniert, indem die Umkehrung der Zerlegungstransformation angewendet wird.
Die Mehrfachauflösungszerlegung kann vor dem Normierungsschritt ausgeführt werden, wie in 2 dargelegt. Alternativ kann sie gleichzeitig mit oder nach der Normierung ausgeführt werden.
Die auf die Schichten der normierten Mehrskalendarstellung angewendeten aufeinanderfolgenden Operationen können als eine Sequenz verketteter Operationen angesehen werden, das heißt, die Eingabe einer Operation ist die Ausgabe der vorausgegangenen Operation.
Die in 2 gezeigten Kontrastverstärkungsschritte können in Kombination ausgeführt werden. Alternativ können individuelle Kontrastverstärkungsschritte ausgelassen werden (dies wirkt sich jedoch auf die Gesamtbildqualität aus).
1. Mehrfachauflösungstransformation
Das digitale Rohbild wird einer Mehrfachauflösungszerlegung unterzogen. Das Bild wird in mindestens zwei Detailbilder zerlegt, die Detail bei mehreren aufeinanderfolgenden Skalen darstellen.
Diese Technik wurde in EP 527 525 ausgiebig beschrieben.
Die Pixel der Detailbilder stellen das Ausmaß der Veränderung von Pixelwerten des Vorlagenbilds bei der Skala des Detailbilds dar, wobei Skala sich auf das räumliche Ausmaß dieser Veränderungen bezieht.
Es kann auch ein Restbild erzeugt werden, das eine Annäherung des Vorlagenbilds ist, wobei alle Veränderungen, die in den Detailbildern enthalten sind, ausgelassen sind.
Die Detailbilder bei nachfolgenden Skalen (oder Auflösungsniveaus) werden als Mehrskalenschichten oder einfach Schichten bezeichnet.
Bei einem Beispiel erhält man die Detailbilder bei aufeinanderfolgend gröberen Auflösungsniveaus (Skalen) infolge jeder von k Iterationen der folgenden Schritte:

a) Berechnen eines Annäherungsbilds bei einem nächstgröberen Niveau durch Anwenden eines Tiefpaßfilters auf das der aktuellen Iteration entsprechende Annäherungsbild und Unterabtasten des Ergebnisses proportional zu der Reduzierung der Raumfrequenzbandbreite, wobei jedoch im Verlauf der ersten Iteration das Vorlagenbild als Eingabe für das Tiefpaßfilter verwendet wird;
b) Berechnen eines Detailbilds als die pixelmäßige Differenz zwischen dem der aktuellen Iteration entsprechenden Annäherungsbild und dem gemäß dem Verfahren von a) berechneten Annäherungsbild bei einem nächstgröberen Auflösungsniveau, wobei beide Bilder durch ordnungsgemäße Interpolation des letzteren Bilds in Registrierung gebracht werden; wobei das Restbild gleich dem durch die letzte Iteration erzeugten Annäherungsbild ist.

Durch Anwenden der Umkehrtransformation kann ein rekonstruiertes Bild berechnet werden. Bei der beschriebenen Ausführungsform kann ein rekonstruiertes Bild berechnet werden, indem die folgende Prozedur beginnend mit dem gröbsten Detailbild und dem Restbild kmal iteriert wird:
Berechnen des Annäherungsbilds mit dem aktuellen Auflösungsniveau durch pixelmäßiges Addieren des Detailbilds mit dem gleichen Auflösungsniveau zu dem der vorausgegangenen Iteration entsprechenden Annäherungsbild mit dem gröberen Auflösungsniveau, wobei beide Bilder durch ordnungsgemäße Interpolation des letzteren Bilds in Registrierung gebracht werden, wobei jedoch im Verlauf der ersten Iteration das Restbild anstelle des gröberen Annäherungsbilds verwendet wird.
Das Restbild wird je nach der Anzahl der Iterationen bei der Zerlegung ein niedrig aufgelöstes Bild oder im Extremfall ein Bild sein, das nur ein einziges Pixel umfaßt.
Letztere Kombination aus Vorwärts- und Umkehrmehrfachauflösungstransformation ist üblicherweise als die Burt-Pyramidentransformation bekannt.
Bei einer alternativen Ausführungsform wird das Bild in eine gewichtete Summe aus vorbestimmten Basisdetailbildern mit mehreren Auflösungsniveaus und gelegentlich einem Restbasisbild zerlegt, indem auf das Bild eine Transformation angewendet wird, wobei man durch die Transformation eine Menge von Detailkoeffizienten, die jeweils den relativen Beitrag einer einer Menge von Basisfunktionen, die diese Basisdetailbilder darstellen, zum Vorlagenbild zum Ausdruck bringen, und gelegentlich einen Restkoeffizienten, der den relativen Beitrag einer das Basisrestbild darstellenden Basisfunktion zum Vorlagenbild darstellt, erhält.
Die Basisfunktionen sind stetig und nicht periodisch und weisen einen Mittelwert von Null auf, mit Ausnahme der Basisfunktion, die das Basisrestbild darstellt. Ein Beispiel für derartige Basisfunktionen sind Wavelets.
Die Transformation ist derart, daß eine Umkehrtransformation existiert, die das Vorlagenbild oder eine gute Annäherung davon zurückliefert, wenn sie auf die Transformationskoeffizienten angewendet wird.
Das Bild kann rekonstruiert werden, indem die Umkehrtransformation auf die Detailkoeffizienten und, falls erzeugt, den Restkoeffizienten angewendet wird.
2. Abschätzen des Rauschpegels
Bei einer Ausführungsform wird der Rauschpegel im Bild auf der Basis einer einzelnen Schicht der Mehrskalendarstellung des digitalen Rohbilds bei einer vorbestimmten Skala geschätzt. Skala Null wird bevorzugt, weil der relative Beitrag des Rauschens in dieser Schicht größer ist als in den Schichten mit größerer Skala, weshalb die Abschätzung des Rauschpegels durch das Vorliegen von Bilddetails wie etwa Rändern, Flecken und Texturen weniger beeinflußt wird.
Bei einem ersten Schritt des Abschätzens des Rauschpegels wird ein Bild berechnet, das die lokale Standardabweichung bei der vordefinierten Skala darstellt, das heißt bei der feinsten Skala.
Das Bild der lokalen Standardabweichung bei einer vordefinierten Skala wird aus der entsprechenden Schicht der Mehrskalendarstellung abgeleitet. Die Pixelwerte der spezifizierten Schicht stellen die Abweichung des lokalen mittleren Grauwerts bei dieser Skala relativ zu ihrem entsprechenden Wert bei der nächstgrößeren Skala dar. Bei jedem Pixel der spezifizierten Schicht nimmt man ein um das aktuelle Pixel zentriertes quadratisches Fenster aus N Pixelwerten a_i, und die lokale Standardabweichung sdev bei der aktuellen Pixelposition wird berechnet, indem die Quadratwurzel des Fenstermittelwerts der quadrierten Pixelwerte genommen wird:
Aus dem sich ergebenden Bild wird das Histogramm der lokalen Standardabweichung abgeleitet.
Das Histogramm eines Bildes ist ein Array, das aus einer vordefinierten Anzahl von Unterteilungen besteht. Jeder Unterteilung ist ein spezifisches Pixelwertintervall oder ein einzelner Pixelwert derart zugeordnet, daß der ganze Pixelwertbereich von allen nachfolgenden Unterteilungen abgedeckt wird. Nach der Berechnung des Histogramms stellt jede Unterteilung die absolute oder relative Anzahl von Pixeln in dem Bild dar, die einen Pixelwert innerhalb des der Unterteilung zugeordneten Intervalls aufweisen. Das Histogramm wird wie folgt berechnet. Anfänglich werden alle Unterteilungen auf einen Zählwert von Null gesetzt. Als nächstes wird für jedes Bildpixel bestimmt, zu welchem vordefinierten Intervall der Pixelwert gehört, und die entsprechende Unterteilung wird um Eins inkrementiert.
Das Histogramm der lokalen Standardabweichung ist auf solche Pixel beschränkt, die einen Grauwert innerhalb eines Teilbereichs des eigentliche Grauwertbereichs aufweisen. Dies bedeutet, daß für jedes Pixel des Bilds der lokalen Standardabweichung die entsprechende Histogrammunterteilung nur dann inkrementiert wird, wenn das entsprechende Pixel im Grauwertbild innerhalb des spezifizierten Teilbereichs liegt. Wenn rmin und rmax der kleinste beziehungsweise größte Grauwert des digitalen Bilds sind, dann ist dieser Teilbereich definiert als [rmin + Spielraum/(rmax – rmin), rmax – Spielraum/(rmax – rmin)]. In der Regel beträgt der Spielraum 3%. Indem das Histogramm der lokalen Standardabweichung auf Pixel mit einem Grauwert innerhalb des letzteren Teilbereichs beschränkt wird, vermeidet man, daß das Histogramm aufgrund einer falschen Belichtungseinstellung oder anderen Bildartefakten mit Pixeln von gesättigten Bildgebieten überfüllt wird.
Das Histogramm der lokalen Standardabweichung weist eine sehr ausgeprägte Spitze auf, die etwa beim Rauschpegel zentriert ist. Der Rauschpegel ist als die Mitte dieser Spitze definiert. Er kann alternativ als der Wert der lokalen Standardabweichung definiert werden, der dem Punkt entspricht, wo das Histogramm ein Maximum ist, oder der auf die dominierende Spitze des Histogramms beschränkte Medianwert.
3. Automatische Berechnung des Verstärkungsfaktors und Normierung des Signalpegels
Die Pixelwerte des digitalen Rohbilds sind proportional zur Quadratwurzel der auf dem photostimulierbaren Leuchtstoffschirm aufgezeichneten Strahlungsdosis. Diese Beziehung wird durch die folgende Formel ausgedrückt:
r = √Ga·x, wobei r einen Rohpixelwert, x einen von dem photostimulierbaren Leuchtstoffschirm absorbierten Strahlungsdosiswert und Ga den globalen Verstärkungsfaktor des Bilderfassungssystems darstellt.
Der mittlere Signalpegel variiert hauptsächlich aufgrund der folgenden Faktoren von einem Bild zum nächsten: Strahlungsdosisschwankungen, Änderung der Belichtungsparameter von einer Belichtung zur nächsten, Dämpfungsdifferenzen, die mit der Statur des Patienten in Beziehung stehen, Empfindlichkeitsänderung des Auslesesystems.
Was die Diagnose anbetrifft, ist der ursprüngliche Signalpegel nicht sehr relevant. Die aufgezählten Fluktuationen stören jedoch die Bildverarbeitungskette.
Um den störenden Effekt von Strahlungsdosisfluktuationen auf den Ablauf der Bildverarbeitungskette zu vermeiden, muß das digitale Rohbild auf multiplikative Weise normiert werden.
t = r·Gp, wobei t ein normierter Pixelwert und Gp ein Normierungsfaktor ist.
Eine multiplikative Korrektur ist einer Änderung der Ausleseempfindlichkeit äquivalent. Bei einer Über- oder Unterbelichtung bewirkt diese Art der Normierung, daß das Bildsignal auf einen Standardsignalbereich abgebildet wird.
Dennoch ist das Endergebnis dieses Vorgangs nicht identisch mit dem Ergebnis, das man mit einer korrekten Belichtung erhalten würde, da in dem Bildsignal vorliegendes Rauschen durch den Normierungsvorgang gleichermaßen mit dem Signal verstärkt wird (wohingegen eine Erhöhung der Dosis zu einem verbesserten Signal-Rausch-Verhältnis führen würde).
Der Normierungsfaktor Gp kann aus Eigenschaften des digitalen Rohbilds abgeleitet werden. Aus Berechnungsgründen jedoch wird bevorzugt, den Normierungsfaktor nicht direkt aus dem digitalen Rohbild abzuleiten, sondern stattdessen aus seiner Mehrskalendarstellung. Nach der Bestimmung des Normierungsfaktors wird bevorzugt, ihn unmittelbar auf die Pixel der Mehrskalendarstellung anzuwenden, da die weiteren Verarbeitungsstufen auf der normierten Mehrskalendarstellung anstelle des normierten digitalen Rohbilds basieren. Dazu werden alle Schichten der Mehrskalendarstellung und das Restbild pixelmäßig mit dem Normierungsfaktor Gp multipliziert. Bei einer alternativen Ausführungsform wird eine erste Mehrskalenzerlegung auf das digitale Rohbild angewendet, deren Ergebnis nur dazu verwendet wird, den Normierungsfaktor Gp zu bestimmen, als nächstes wird diese Normierung auf das digitale Rohbild angewendet und eine zweite Mehrskalenzerlegung wird auf das digitale normierte Rohbild angewendet. Die entstehende normierte Mehrskalendarstellung des digitalen Rohbilds ist in beiden Ausführungsformen identisch und wird als Basis für die weitere Verarbeitung verwendet.
Bei dieser Ausführungsform wird der Normierungsfaktor Gp aus der Mehrskalendarstellung des digitalen Rohbilds abgeleitet, wie im Folgenden gezeigt wird.
Vier Kriterien wurden ausgewertet und können angewendet werden, wobei jedes eine Reihe von Vorteilen aufweist:

– erstes Kriterium: konstanter Signalpegel
– zweites Kriterium: konstanter Rauschpegel
– drittes Kriterium: konstanter Kontrast
– viertes Kriterium: bevorzugte Ausführungsform

a) erstes Kriterium: konstanter Signalpegel
Gemäß diesem Kriterium wird in dem Histogramm von Grauwerten von Pixeln des digitalen Rohbilds ein repräsentativer Grauwert gesucht. Dieser repräsentative Grauwert wird auf einen konstanten Referenzpegel T_r abgebildet.
Der Normierungsfaktor Gl ist dann gleich T_r/r_l, wobei r_l der repräsentative Grauwert im Histogramm ist.
Dieser repräsentative Grauwert wird wie folgt bestimmt:
Zuerst wird ein Grauwerthistogramm des digitalen Rohbilds berechnet, das auf solche Pixel beschränkt ist, die ein lokales Kontrast-Rausch-Verhältnis (KRV) zwischen festgelegten Rändern aufweisen, in der Regel zwischen 2 und 10. Das lokale KRV wird durch ein lokales KRV-Bild dargestellt, das die gleichen Abmessungen wie das Grauwertbild aufweist, anhand dessen das Histogramm berechnet werden soll.
Der repräsentative Grauwert wird als der Medianwert dieses Histogramms bestimmt.
Indem von dieser Berechnung die Pixelwerte mit einem niedrigen Kontrast-Rausch-Verhältnis ausgeschlossen werden, wird ausgeschlossen, daß Pixel in einem sehr homogenen Bildbereich, die üblicherweise keine relevanten Informationen darstellen, auf die Berechnung des Medianwerts einen zu großen Einfluß haben. Solche Pixel decken einen großen Bereich im Bild ab und weisen entweder einen recht kleinen Pixelwert (z.B. Pixel von Kollimationsgrenzen) oder einen großen Pixelwert (z.B. Pixel im Hintergrundbereich) auf. Andererseits werden auch Pixel mit einem sehr großen Kontrast-Rausch-Verhältnis ausgeschlossen, da sie sehr starken Kanten entsprechen, die üblicherweise in Bildgebieten mit einer extremeren Dichte angetroffen werden.
Dieses Kriterium wird bevorzugt so definiert, daß der gesuchte repräsentative Grauwert etwa der Dichte von Knochenmaterial entspricht.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird das KRV-Bild bei einer vordefinierten Skala bestimmt. Es wird berechnet, indem das Bild der lokalen Standardabweichung bei der vordefinierten Skala pixelmäßig durch den geschätzten Rauschpegel dividiert wird. Bevorzugte Ausführungsformen der Abschätzung des Rauschpegels und der Berechnung des Bilds der lokalen Standardabweichung sind oben beschrieben.
Bevorzugt wird das KRV-Bild bei einer vordefinierten Skala bestimmt, die einen Hauptteil der relevanten Bildinformationen enthält, ohne mit Rauschen überfüllt zu sein.
Bevorzugt ist diese Skala die vierte Skala, wenn die Skalen von fein zu grob gezählt werden.
Bei den kleineren Skalen ist der relative Beitrag des Rauschens größer, wohingegen bei den größeren Skalen feine Bilddetails im allgemeinen verschwinden.
Bei der Berechnung von KRV-Pixeln basiert der Nominator auf der lokalen Standardabweichung bei einer vordefinierten Skala, in der Regel der vierten Skala. Aus Gründen der Robustheit jedoch wird der das Rauschen darstellende Nenner bei der kleinsten Skala geschätzt. Bei größeren Skalen ist das Rauschen aufgrund der wiederholten Mittelungsprozesse bei der Mehrfachauflösungszerlegung kleiner. Das Rauschen bei der Skala des Nominators kann berechnet werden, indem das geschätzte Rauschen bei der kleinsten Skala mit einem gewissen Umwandlungsfaktor multipliziert wird, der von den Gewichtungsfaktoren in dem Mehrfachauflösungszerlegungsverfahren abhängt. Der Faktor kann experimentell bestimmt werden, indem das Rauschen gemäß dem obigen Verfahren sowohl bei der kleinsten Skala wie auch bei der angeforderten Skala geschätzt wird, und zwar auf der Basis eines aus einer gleichförmigen Belichtung erhaltenen Bilds, bei dem davon ausgegangen werden kann, daß alle Beiträge zur lokalen Standardabweichung nur auf Rauschen zurückzuführen sind. Der Umwandlungsfaktor ist das Verhältnis des geschätzten Rauschens bei der angeforderten Skala zu dem geschätzten Rauschen bei der kleinsten Skala.
Dieses erste Kriterium sieht vor, daß das Grauwerthistogramm an einer festen Position im Dynamikbereich angeordnet wird.
Dieser Ansatz liefert gute Ergebnisse. Im Fall einer Unterbelichtung jedoch ist die angewendete Verstärkung recht groß, so daß Rauschen zu extensiv betont wird.
b) zweites Kriterium: konstanter Rauschpegel
Bei einer zweiten Ausführungsform wird ein weiteres Kriterium angewendet.
Gemäß diesem zweiten Kiterium besteht das Ziel darin, den Rauschpegel auf einen konstanten Zielwert zu bringen, gemäß der Formel G_n = T_n/σ_0n, wobei G_n ein Normierungsfaktor ist, T_n den Zielrauschpegel darstellt und σ_0n der geschätzte Rauschpegel ist.
Der sich ergebende Normierungsfaktor wird auf alle Pixelwerte angewendet.
Der Rauschpegel wird bevorzugt auf der Basis der feinsten Skala der Mehrfachauflösungsdarstellung des Bilds geschätzt, wie oben beschrieben.
Dieses zweite Kriterium führt zu einem gleichförmigen Eindruck von Rauschen in allen Bildern.
Wenn jedoch eine andere Ausleseempfindlichkeit gewählt wird, wirkt sich dies auf den Kontrast aus. Wenn die Empfindlichkeit niedrig eingestellt wird (z.B. Empfindlichkeitsklasse 100), dann kann dies einen Kontrast ergeben, der zu explizit ist, während das hohe Einstellen der Empfindlichkeitsklasse (z.B. Empfindlichkeitsklasse 400) zu einem zu schwachen Kontrast führen kann.
c) drittes Kriterium: konstanter Kontrast
Bei einer dritten Ausführungsform wird noch ein anderes Kriterium angewendet. Gemäß diesem Kriterium besteht das Ziel darin, den Kontrast des relevantesten Bereichs im Bild auf einen konstanten Pegel zu bringen, gemäß der Formel G_c = T_c/σ_c, wobei G_c ein Normierungsfaktor, T_c der angestrebte Kontrastpegel und σ_c der ursprüngliche Kontrast ist.
Dieser intrinsische Bildparameter ist etwas willkürlich, weil der Kontrast im Bild stark variiert. Der mittlere Kontrast ist nicht repräsentativ, weil der Einfluß von homogenen Gebieten (mit sehr geringem Kontrast) und von starken Grenzpixeln (mit großem Kontrast) dominieren würde.
Der ursprüngliche Kontrast wird bestimmt, indem das Histogramm der lokalen Standardabweichung bei einer vordefinierten Skala berechnet wird, die ausreichend groß ist, um zu vermeiden, daß Rauschen überwiegt, bevorzugt bei der vierten Skala, wenn Skalen von fein zu grob gezählt werden. Der ursprüngliche Kontrast σ_c ist definiert als der Medianwert der lokalen Standardabweichungen im Histogramm. Das Histogramm der lokalen Standardabweichung wird wie oben beschrieben berechnet.
Der Einfluß von großen homogenen Bereichen wie Kollimationsgrenzen auf die Größe des ursprünglichen Kontrasts wird wesentlich reduziert, wenn von dem Histogramm alle jene Pixel ausgeschlossen werden, deren lokale Standardabweichung unter einem gewissen Schwellwert liegt. Der Schwellwert wird proportional zum Rauschpegel spezifiziert. Bevorzugt beträgt der Schwellwert das Doppelte des Rauschpegels.
Das Rauschen selbst wird bei der kleinsten Mehrfachauflösungsskala geschätzt, wie oben beschrieben.
Bei größeren Skalen ist das Rauschen aufgrund der wiederholten Mittelungsprozesse bei der Mehrfachauflösungszerlegung kleiner. Das Rauschen bei der vordefinierten Skala, bei der der ursprüngliche Kontrast berechnet wird, wird berechnet, indem das geschätzte Rauschen bei der kleinsten Skala mit einem gewissen Umwandlungsfaktor multipliziert wird, der von den Gewichtungsfaktoren in dem Mehrfachauflösungszerlegungsverfahren abhängt. Der Faktor kann experimentell bestimmt werden, indem das Rauschen gemäß dem obigen Verfahren sowohl bei der kleinsten Skala wie auch bei der angeforderten Skala geschätzt wird, und zwar auf der Basis eines aus einer gleichförmigen Belichtung erhaltenen Bilds, bei dem davon ausgegangen werden kann, daß alle Beiträge zur lokalen Standardabweichung nur auf Rauschen zurückzuführen sind. Der Umwandlungsfaktor ist das Verhältnis des geschätzten Rauschens bei der angeforderten Skala zu dem geschätzten Rauschen bei der kleinsten Skala.
Bei dieser Ausführungsform besteht das Ziel darin, in allen Bildern den gleichen Grad an Kontrast zu haben. Dies führt im Fall von Bildern mit anfänglich einem hohen Kontrast, wie etwa Thoraxbildern, zu einer geglätteten Reproduktion. Dieser Effekt ist nur zu einem begrenzten Ausmaß erwünscht, da eine vollständige Kompensation als unnatürlich angesehen wird.
d) viertes Kriterium:
Die Erfinder haben festgestellt, daß die Unannehmlichkeiten, die am Ende der Beschreibung jeder der ersten bis dritten Ausführungsform aufgezählt sind, zum Großteil gelöst werden, wenn der Normierungsfaktor G_p durch Kombinieren der drei Kriterien bestimmt wird: Gp = Gl pt·Gn pn·Gc pc bei der die Exponenten p_l·p_n, p_c, die jeweils einen Wert im Bereich [0, 1] aufweisen, den relativen Beitrag jedes Normierungsfaktors spezifizieren. Dieses Kriterium ist einem der drei oben erwähnten äquivalent, wenn einer der Exponenten Eins ist und die anderen Null sind.
Bei unserer bevorzugten Ausführungsform ist p_l 0,5, p_n 0,25 und pc 0,25.
4. Reduzieren von übermäßigem Kontrast
Durch die obige Normierung kann man ein Bild erhalten, das noch nicht ausreichend Kontrast aufweist.
Der als die Differenz zwischen dem größten und kleinsten Pixelwert im Bild definierte Signalbereich fluktuiert zwischen den Bildern. Die Fluktuation geht zurück auf die angelegten kV, die Filterung, die Größe des Patienten und zu einem gewissen Ausmaß auch auf die angewendete Dosis und die Ausleseempfindlichkeit.
Eine herkömmliche Technik besteht darin, den eigentlichen Signalbereich an den Bereich anzupassen, der von dem zum Erzeugen eines visuellen Bilds (Film oder Displayeinheit) verwendeten Medium reproduziert werden kann. Um dieses Ziel zu erreichen, wird üblicherweise eine lineare und/oder nichtlineare Neuskalierung von Pixelwerten angewendet. Die lineare Neuskalierung wird üblicherweise als Operation auf Fensterebene bezeichnet, während die nichtlineare Abbildung als eine Gradationsverarbeitung bezeichnet wird.
Bei den aktuellen, im Handel erhältlichen Vorrichtungen zum Reduzieren von digitalen Bildern in der Medizin wird eine Kombination aus beiden Techniken angewendet. Dieser Ansatz ist nicht optimal, da das Neuskalieren sich auf den Bildkontrast auswirkt und der Bildkontrast somit zwischen den Bildern fluktuieren kann.
Gemäß dieser Ausführungsform wird eine nichtlineare Umwandlungsfunktion auf Pixel aller Schichten der normierten Mehrskalendarstellung angewendet.
Bei einer besonderen Ausführungsform besteht die Umwandlungsfunktion aus einer exponentiellen Komponente, die mit einem linearen Term kombiniert ist, wie folgt definiert:
Diese Umwandlungsfunktion weist eine feste Steigung von 1 im Ursprung auf und entwickelt sich exponentiell zu einem linearen Verhalten mit einer asymptotischen Steigung d₁. Die Werte auf der Abszisse und Ordinate werden als normierte Einheiten im Bereich [0, 1] ausgedrückt.
Kleine Eingabewerte werden (im wesentlichen) unmodifiziert gelassen, während große Eingabewerte in einem durch die Steigung d₁ bestimmten Ausmaß gedämpft werden. Je kleiner die d₁, umso mehr werden die sehr hohen Kontrastübergänge innerhalb des Bilds gedämpft. Die letzte Steigung d₁ muß im Bereich [0, 1] liegen, wobei der ganz besonders bevorzugte Wert 0,5 ist.
Der Parameter dd₀ bestimmt, wie schnell die Steigung der Funktion zu ihrem Endwert d₁ abnimmt. Er ist gleich der zweiten Ableitung dieser Funktion im Ursprung. Sein bevorzugter Wert liegt im Bereich [0,30], ganz besonders bevorzugt sollte er 5 sein. Wenn dd₀ Null ist, dann ist die Funktion linear mit einer Steigung von 1, und es finden keine Effekte statt.
Um auch mit negativen Werten x < 0 fertigzuwerden, wird die Umwandlungsfunktion derart in den negativen Bereich erweitert, daß q(x) = –q(–x), d.h., q(x) muß ungerade sein.
Der positive Teil der Funktion ist in 3 aufgetragen.
Es sind auch andere Implementierungen der Umwandlungsfunktion zum Reduzieren von übermäßigem Kontrast möglich. Als grundlegende Anforderung sollte das Verstärkungsverhältnis q(x)/x im oberen Pixelwertteilbereich abnehmen. Die Umwandlungsfunktion kann gleichermaßen auf alle Schichten oder nur auf eine Teilmenge, in diesem Fall bevorzugt auf die Schichten mit einer größeren Skala, angewendet werden.
Indem dieser Ansatz angewendet wird, wird der Kontrast allgemein aufrechterhalten. Nur bei sehr starken Übergängen im Bild, die einen großen Beitrag zum Dynamikbereich aufweisen, wird der Kontrast geändert. An diesen Stellen werden die Pixel der normierten Mehrskalendarstellung abgeschwächt, so daß der Signalbereich verringert wird. Dieser Ansatz ist vorteilhaft, weil Bilder mit einem zu großen Dynamikbereich unter minimaler Störung des Gesamteindrucks des Kontrasts beeinflußt werden können.
5. Verbessern von Details mit subtilem Kontrast
Über die oben beschriebene exponentielle Umwandlung werden nur Bildkomponenten mit großem Kontrast beeinflußt, damit der Signalbereich innerhalb von Grenzen gehalten wird.
Eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht dann zudem in der Verbesserung der Reproduktion von subtilen Details, die als die relevantesten angesehen werden.
Zur Erreichung dieses Ziels wird die obige Umwandlungsfunktion zum Reduzieren von übermäßigem Kontrast durch eine Funktion für subtile Kontrastverbesserung moduliert.
Bei einer besonderen Ausführungsform ist die Funktion für die subtile Kontrastverbesserung wie folgt definiert:
wobei der Parameter a den Eingabewert x_p steuert, bei dem die Verstärkung maximal ist, der Parameter b das Ausmaß der Kontrastverstärkung steuert und der Parameter c die Anfangssteigung der Verstärkungsfunktion steuert, d.h. die Steigung beim Eingabewert Null.
Bei einer Eingabe von Null weist diese Funktion einen Wert Eins auf (was keine Verbesserung bedeutet), als nächstes nimmt er scharf bis auf ein Maximum zu und fällt von dort wieder bis zu einem asymptotischen Wert von Eins ab. Somit wird ihr Verbesserungseffekt innerhalb eines schmalen Gebiets konzentriert, das von dem Parameter a gesteuert wird. Letzterer wird justiert, um die größte Verbesserung auf die Details anzuwenden, deren Kontrast in einem Teilbereich liegt, der als höchstrelevant betrachtet wird.
Die Funktion für eine subtile Kontrastverstärkung wird mit der Umwandlungsfunktion zum Reduzieren von übermäßigem Kontrast kombiniert. Die sich ergebende zusammengesetzte Funktion ist definiert durch: y(x) = q(x)·z(x)
Als Auswirkung des Anwendens dieser Modulation werden Pixelwerte der normierten Mehrskalendarstellung in der Nachbarschaft der Modulationsspitze, die subtilen Kontrastdetails entsprechen, verstärkt, während die Eingabebereiche von sehr kleinen Pixelwerten hauptsächlich Rauschen entsprechen, und die größeren Eingabewerte, die gut sichtbaren Bildmerkmalen entsprechen, werden nicht signifikant geändert. Die sehr großen Eingabewerte, die einen übermäßigen Kontrast darstellen, werden von dem ersten Faktor in der zusammengesetzten Funktion reduziert.
Der Parameter a wird bevorzugt so gewählt, daß die Modulationsspitze einem Pixelwert der normierten Mehrskalendarstellung entspricht, der so bezeichnet werden kann, daß er den relevantesten „subtilen Kontrast" darstellt. Der entsprechende Wert für den Parameter a hängt von den vielen Skalierungsfaktoren ab, die im Lauf der Abbildungskette und der Mehrfachauflösungszerlegung angewendet werden. In der Praxis entspricht der Bereich des subtilen Kontrasts dem 0,7- bis 3,0fachen des Rauschpegels.
Bei einer bestimmten Ausführungsform wird der Punkt der vom Parameter a gesteuerten maximalen Kontrastverstärkung proportional zum Rauschpegel gemacht.
Dies ist deshalb vorteilhaft, weil es vermeidet, daß Details mit sehr geringem Kontrast zu stark hervorgehoben werden. Dies könnte in homogenen Bereichen der Fall sein, wo die normierten Mehrskalenpixel in den meisten Fällen Rauschen darstellen.
Bei einer bestimmten Ausführungsform liegt die durch den Parameter b bestimmte Höchstverstärkung zwischen 1 und 5, ganz besonders bevorzugt beträgt sie 2.
Der bevorzugte Wert von c ist derart, daß die relative Anfangssteigung der Funktion 3 ist. Die relative Anfangssteigung ist die Steigung von z(x) in x = 0 relativ zu der mittleren Steigung des ansteigenden Abschnitts der Funktion, die gleich z(x_p)/x_p ist, wobei x_p die Abszisse der größten Verstärkung ist.
4 zeigt die Funktion z(x) für a = 56,3, b = 2,35, c = 10,7, was einer Spitzenverstärkung von 2 bei x_p = 0,01 entspricht. Die Anfangssteigung beträgt das Dreifache der mittleren Steigung von 2/0,01.
Auf diese Weise können sichtbare kontrastarme Bilddetails mit verstärktem Kontrast wiedergegeben werden. Kontrastarme Bilddetails sind nicht auf spezifische Größen beschränkt. Sie können kleinskalig sein wie trabekuläre Knochentextur oder septale Linien, mittelskalig wie etwa Blutgefäße oder großskalig wie verlängerte Knötchen oder eine Weichteilstruktur. Wenn die Sichtbarkeit derartiger Bilddetails aufgrund von geringem Kontrast schlecht ist, gibt das obige Verfahren diese subtilen Details wieder, indem es ihren Kontrast verstärkt.
Untersuchungsarten, für die subtiler Kontrast von großer Wichtigkeit ist, sind üblicherweise Untersuchungen mit hoher Dosis. Sie werden mit einer niedrigen Ausleseempfindlichkeit durchgeführt und weisen deshalb auch ein besseres Signal-Rausch-Verhältnis auf. Bei einer alternativen Ausführungsform wird die von dem Parameter b bestimmte größte Verstärkung von dem Signal-Rausch-Verhältnis abhängig gemacht. Je höher das SRV, umso mehr wird b erhöht. Eine Ausnahme für dieses Prinzip findet man bei Anwendungen in der Pädiatrie, bei denen die Dosis gering gehalten wird, um den jungen Patienten zu schützen, wenngleich subtiles Detail wichtig ist.
Bei noch einer weiteren Ausführungsform wird der Parameter b von der Skala abhängig gemacht, d.h. eine Reihe von Werten von b_s wird vordefiniert, eine für jede Skala s.
Bei noch einer weiteren Ausführungsform wird der Parameter b von dem darunterliegenden Gewebetyp abhängig gemacht, wie weiter unten beschrieben wird.
Bei dieser besonderen Ausführungsform wird die Umwandlungsfunktion y(x) durch multiplikative Zusammensetzung y(x) = q(x)·z(x) konstruiert, wie in 5 dargestellt. Die präzise Form der Funktion und die Weise, wie sie konstruiert wird, sind nicht kritisch. Viele alternative Ausführungsformen lassen sich anwenden, solange die Umwandlungsfunktion die folgenden Bedingungen erfüllt:

1) Sie muß monoton zunehmen, d.h. ihre Steigung dy/dx ist über den ganzen Bereich hinweg positiv.
2) Sie muß ungerade sein, d.h. y(–x) = –y(x). Diese Anforderung stellt sicher, daß die Verbesserung in der Regel unabhängig von der Kontrastpolarität angewendet wird.
3) Bei großen Argumentwerten x muß das Verstärkungsverhältnis y(x)/x abnehmen. Dies stellt sicher, daß der Kontrast bei sehr starken Übergängen im Bild reduziert wird, die einen großen Beitrag zum Dynamikbereich aufweisen.
4) Das Verstärkungsverhältnis y(x)/x muß ein lokales Maximum aufweisen, damit man innerhalb eines dazwischenliegenden Teilbereichs von Argumentwerten, der als höchstrelevant angesehen wird, eine maximale Verbesserung erhält. Dies stellt sicher, daß die relevantesten Bilddetails wie trabekuläre Knochentextur, septale Linien, Blutgefäße, Knötchen und Weichteilstruktur entsprechend wiedergegeben werden.

Es ist wichtig zu verifizieren, daß die Anforderung 1) der Monotonie nicht infolge der Bereitstellung eines lokalen Verstärkungsverhältnismaximums verletzt wird, denn die Steigung der zusammengesetzten Kurve nimmt aufgrund der abnehmenden Verstärkung jenseits ihres lokalen Maximums ab. Die Steigung kann sich zu einem lokalen Minimum entwickeln und dann allmählich auf einen Endwert zunehmen. Dies ist in 6 dargestellt. Je steiler die Verstärkungsspitze, umso mehr nähert sich das Steigungsminimum Null.
Dies wird in dem Ausmaß gestattet, daß die Steigung unzutreffende wird. Der letztere unzutreffende Fall ist in 7 dargestellt, der eine nichtmonotone Kurve zeigt.
Die Monotonie kann experimentell unter Verwendung von numerischen Softwaretools verifiziert werden (z.B. Mathcad, MathSoft Inc.). Bei unseren oben beschriebenen bevorzugten Ausführungsformen wird dies erfüllt, wenn die Parametereinstellungen sowohl der Umwandlungsfunktion zum Reduzieren von übermäßigem Kontrast als auch die Funktion zum Verstärken von subtilem Kontrast gemäß den aufgeführten Empfehlungen eingestellt sind.
6. Kontrastverstärkung in Hochfrequenzbändern
Das Bild wird schärfer, wenn die Bilder bei den feinsten Skalen der normierten Mehrskalendarstellung mehr Gewicht erhalten.
Bei einer ersten Ausführungsform wird das Schärfen realisiert durch pixelmäßiges Multiplizieren der Schichten der normierten Mehrskalendarstellung mit einem Koeffizienten, der von der Skala abhängt.
Der Koeffizient ist bei der feinsten Skala (Skala 0) größer als Eins, und er nimmt bei den mittleren Skalen allmählich auf einen Wert von Eins ab und bleibt weiterhin Eins bei den größeren Skalen.
Bei einer zweiten Ausführungsform wird das Bild geschärft, indem der Parameter b, der die Kontrastverstärkung von subtilen Details bestimmt, von der Skala abhängig gemacht wird. Dies wird gemäß der vorliegenden Erfindung realisiert, indem der Parameter b einen Höchstwert bei Skala 0 erhält und der Wert dieses Parameters b gemäß einer geometrischen Reihe bei mittleren Skalen reduziert und dann der Parameter weiter bei den größeren Skalen konstant gehalten wird.
Im Vergleich zur ersten Ausführungsform des Schärfens sorgt der Ansatz dieser zweiten Ausführungsform dafür, daß die Verstärkung von kleinskaligem Detail nur an Punkten mit subtilem Kontrast ausgeübt wird. Auf diese Weise wird eine unnötige Verstärkung von Rauschen und scharfen (starken) Grenzen vermieden.
7. Gewebespezifische Kontrastjustierung
In den meisten Fällen wird bevorzugt, in den Knochengebieten einen zusätzlichen feinskaligen Kontrast zu haben, z.B. die trabekuläre Struktur zu verstärken oder potentielle Brüche besser zu visualisieren. Dazu wird eine zusätzliche Kontrastjustierung auf der Basis einer Segmentierungskarte bereitgestellt. Die Segmentierungskarte ist ein Bild, in dem die Pixel entsprechend dem offensichtlichen zugrundeliegenden Gewebetyp bezeichnet werden. Bei einer bevorzugten Ausführungsform werden verschiedene Bezeichnungen Pixeln zugeordnet, die entweder zu Knochen, Weichteilen oder Hintergrundgebieten gehören.
Verfahren zum Durchführen der Segmentierung sind in der Literatur beschrieben, z.B. „Segmentation of Bone and Soft Tissue Regions in Digital Radiographic Images of Extremities", S. K. Pakin, R. S. Gaborski, L. L. Barski, D. H. Foos, K. J. Parker, SPIE Proc., Band 4322, S. 1296–1302, 2001.
Die gewebespezifische Justierung wird durch pixelmäßiges Multiplizieren der Schichten der normierten Mehrskalendarstellung mit einem Koeffizienten a_s,u durchgeführt, der aus einer vordefinierten Gewebekoeffiziententabelle erhalten wird, bei der s die Skala der aktuellen Schicht und u die Gewebebezeichnung des entsprechenden Pixels in der Segmentierungskarte ist. Eine ordnungsgemäße Unterabtastung oder Interpolation wird benötigt, wenn die Segmantierungskarte und die aktuelle Schicht verschiedene Abmessungen aufweisen.
Die bevorzugten Koeffizienten der Gewebekoeffiziententabelle hängen von der von der Segmentierungskarte gelieferten Menge verschiedener Bezeichnungen ab und können von eigenen Anforderungen von spezifischen Untersuchungen abhängen. Wie im Fall der allgemeinen Radiologie jedoch werden die folgenden Standardkoeffizientenwerte empfohlen.
Die Einstellungen für Knochen stellen sicher, daß die trabekuläre Struktur und potentielle Brüche besser visualisiert werden. Die Weichteilkoeffizienten werden so gewählt, daß der Kontrast von Läsionen und normaler Anatomie verstärkt wird, und die Hintergrundkoeffizienten werden so gewählt, daß man weniger Rauschen erhält.
Bei einer alternativen Ausführungsform werden die Gewebekoeffizienten, wie sie in der obigen Tabelle spezifiziert sind, nicht multiplikativ auf die Pixel der Mehrskalendarstellung angewendet, sondern stattdessen zum Verstärken oder Abschwächen des Parameters b verwendet, der das Ausmaß subtiler Kontrastverstärkung spezifiziert, wie oben beschrieben. Dies geschieht bevorzugt in jedem Pixel aller Schichten der normierten Mehrskalendarstellung.
8. Lokale KRV-basierte Kontrastjustierung
Das im Dokument EP 574 969 des Stands der Technik offenbarte Rauschreduktionsverfahren basiert auf einer selektiven Abschwächung von Pixeln der kleineren Skalen der Mehrskalendarstellung (insbesondere der drei kleineren Skalen).
Bei jedem dieser Bilder wird die lokale Abweichung um jedes Pixel herum berechnet. Als nächstes wird die lokale Abweichung mit der Rauschabweichung verglichen. Wenn die lokale Abweichung wesentlich größer ist als die Rauschabweichung, wird angenommen, daß das erfaßte Pixel relevante Bildinformationen umfaßt und daß keine Abschwächung angewendet wird.
Wenn sich die lokale Abweichung andererseits der Rauschabweichung annähert, wird der Bildbereich als homogen angesehen und das Pixel der Mehrskalendarstellung wird abgeschwächt, um den Kontrast lokal zu verringern.
Bei diesem Verfahren nach dem Stand der Technik werden die Abschwächungskoeffizienten für eine Mehrfachauflösungsskala unabhängig von den Schichten bei anderen Skalen bestimmt, wobei der Rauschpegel bei der aktuellen Skala als Referenz genommen wird. Dieser Ansatz hat den folgenden Nachteil.
Bei ein und demselben Pixel können die Abschwächungskoeffizienten von aufeinanderfolgenden Skalen stark differieren, da die Korrelation zwischen Pixeln bei aufeinanderfolgenden Skalen begrenzt ist und weil die Berechnung der Abschwächung eine nichtlineare Operation ist.
Diese Tatsache führt zusätzliches Rauschen mit geringer Größe, aber einem recht künstlichen Muster, ein.
Um diesen Nachteil zu überwinden, wurde ein alternativer Ansatz entwickelt.
Gemäß diesem Konzept wird die lokale Abschwächung in jeder Schicht der normierten Mehrskalendarstellung, auf die die Rauschreduzierung angewendet wird, aus einem einzigen zugrunde liegenden KRV-Bild abgeleitet, das das lokale Kontrast-Rausch-Verhältnis (KRV) bei einer vordefinierten Skala darstellt. Das zugrunde liegende KRV-Bild wird wie folgt bestimmt. Zunächst wird wie oben beschrieben ein lokales KRV-Bild bei einer vordefinierten Skala berechnet. Die vordefinierte Skala wird so gewählt, daß sie die kleinste Skala ist, bei der der Beitrag relevanter Informationen signifikant ist.
In der Praxis hat sich herausgestellt, daß die vierte Skala bevorzugt wird. Als nächstes wird das entstehende Bild geglättet, um den Effekt von Hochfrequenzrauschen weiter zu eliminieren. Dies geschieht durch Anwenden eines Tiefpaßfilters, was ein grundlegendes KRV-Bild ergibt. Bevorzugt wird das Tiefpaßfilter so gewählt, daß die Raumbandbreite um einen Faktor von zwei reduziert wird.
Jedes Pixel aller Schichten der normierten Mehrskalendarstellung, die an der lokalen KRV-basierten Kontrastjustierung teilnehmen, wird mit einem Abschwächungskoeffizienten a multipliziert, der in jedem Pixel wie folgt berechnet wird:
wobei a ein Abschwächungskoeffizient an einem gegebenen Punkt, cnr das lokale Kontrast-Rausch-Verhältnis am entsprechenden Pixel des grundlegenden KRV-Bilds, cnrc ein vordefiniertes kritisches Kontrast-Rausch-Verhältnis ist und q das Ausmaß der Kontrastjustierung bestimmt. Wenn die Abmessungen des grundlegenden KRV-Bilds von den Abmessungen der aktuellen Schicht differieren, auf die die Abschwächung angewendet wird, dann wird das grundlegende KRV entsprechend interpoliert.
Die graphische Darstellung in 8 zeigt den Abschwächungskoeffizienten a als Funktion des lokalen KRV bei aufeinanderfolgenden Skalen.
Der kritische Parameter cnrc für das Kontrast-Rausch-Verhältnis ist das Kontrast-Rausch-Verhältnis, für das keine Abschwächung angewendet wird (a = 1).
Wenn cnr < cnrc, dann wird der Kontrast in einem Ausmaß abgeschwächt, das durch den Exponenten q bestimmt wird.
Wenn cnr größer ist als der kritische Wert cnrc, dann wird a größer als 1, so daß der lokale Kontrast verstärkt wird.
Auf diese Weise wird verhindert, daß die globale Kontrastwahrnehmung in dem Bild durch die Rauschbegrenzung signifikant beeinflußt wird.
In homogenen Bereichen wird der Kontrast reduziert, doch in Texturbereichen wird der Kontrast etwas erhöht. Bei einer bevorzugten Ausführungsform liegt der kritische Parameter cnrc für das Kontrast-Rausch-Verhältnis im Bereich [5,10], bevorzugt beträgt er 7. Der bevorzugte Wert wird jedoch je nach den Skalierungsfaktoren und Gewichten, die im Verfahren der Mehrskalenzerlegung, des Bestimmens des lokalen Kontrasts und des Abschätzens des Rauschens verwendet werden, etwas differiem. Er wird bevorzugt experimentell verifiziert.
Die Parameter crn₀ und KRV₁ spezifizieren die Grenzen des Bereichs von KRV-Werten, innerhalb derer die Abschwächung a eine Funktion des KRV ist. Jenseits dieser Grenzen erreicht die Abschwächung einen festen Mindest- oder Höchstwert. Durch dieses Abschneiden wird eine übermäßige Abschwächung oder Verstärkung des lokalen Kontrasts verhindert.
Die KRV-Grenzen werden berechnet durch:
wobei wtr ein Parameter ist, der den Dynamikbereich von KRV-Werten, in dB ausgedrückt, spezifiziert, innerhalb derer die Abschwächung a eine Funktion des KRV ist, und ncp spezifiziert das Ausmaß der Kompensation für den Schärfeverlust, der im Bereich [0,1] liegen muß.
Der Exponent q wird berechnet über:
falls s < Ns
q = 0 falls s ≥ Ns
wobei s die Skala der aktuellen Schicht und Ns die Anzahl der an dem lokalen KRV-basierten Kontrastjustierungsprozeß beteiligten Schichten ist. Die Skala s ist so definiert, daß sie von einer kleinen Skala zu einer großen Skala zunimmt, beginnend bei Null. Weil die Wichtigkeit von Rauschen mit zunehmender Skala abnimmt, wird das Ausmaß der Rauschreduzierung bei größeren Skalen relativ zur Rauschreduzierung bei kleineren Skalen reduziert. In allen Fällen entwickelt sich der Abschwächungskoeffizient a allmählich zu 1, wenn sich die Skala s Ns annähert, was bedeutet, daß ab dieser Skala die lokale KRV-basierte Kontrastjustierung keinen Effekt mehr hat. Bevorzugt liegt Ns im Bereich [2,5], besonders bevorzugt beträgt er 4. Das Ausmaß der Abschwächung wird durch den Parameter att spezifiziert, der gleich der stärksten Abschwächung bei Skala Null ist, ausgedrückt in dB, d.h.: att = –10loga0,wobei a₀ der Abschwächungskoeffizient ist, der sich in den Gebieten der Schicht Null herausstellt, wo KRV ≤ KRV0. Bevorzugt liegt die Abschwächung att im Bereich [0,6 dB], ganz besonders bevorzugt beträgt sie 2 dB.
Der Parameter ncp bestimmt, in welchem Ausmaß der globale Eindruck des Schärfeverlustes aufgrund einer Kontrastreduzierung in Gebieten mit einem niedrigen KRV durch Erhöhen des lokalen Kontrasts in Gebieten mit einem hohen KRV kompensiert werden muß. Im Extremfall, wenn ncp Null ist, gibt es keine Kompensation für den Schärfeverlust, was bedeutet, daß der Abschwächungskoeffizient a in der Schicht der Skala Null im Bereich [a₀, a₁ = 1] liegen wird. Die maximale Kompensation erhält man durch Setzen von ncp auf Eins, wobei dann die maximale Verstärkung gleich dem Kehrwert der maximalen Abschwächung ist. In diesem Fall liegen die Abschwächungskoeffizienten für Skala Null im Bereich [a₀, a₁ = 1/a₀]. Der Parameter ncp wird bevorzugt auf 0,4 gesetzt, um eine Teilkompensation für den Schärfeverlust zu haben. Der Parameter wtr wird bevorzugt auf 3 dB gesetzt. Wenn die Parameter auf die obigen bevorzugten Werte gesetzt werden, att = 2 dB, wtr = 3 dB, cnrc = 7, ncp = 0,4, dann weisen die abgeleiteten Parameter bei Skala Null die folgenden Werte auf:
KRV₀ = 4,274, a₀ = 0,631, KRV₁ = 8,527, a₁ = 1,202, q = 0,933.
Bei Skala 1 sind folgendes die abgeleiteten Parameter:
KRV₀ = 4,274, a₀ = 0,708, KRV₁ = 8,527, a₁ = 1,148, q = 0,7.
Die Funktionen, die die Abhängigkeit des Abschwächungskoeffizienten a vom lokalen KRV bei aufeinanderfolgenden Skalen ausdrücken, sind in 8 aufgetragen.
Bei einer besonderen Ausführungsform werden die Abschwächungskoeffizienten a für eine bestimmte Skala in Form einer Bildmatrix bereitgestellt, die als eine Abschwächungskoeffizientenmatrix bezeichnet wird, wobei letztere Abmessungen aufweist, die gleich den Abmessungen der entsprechenden Schicht der normierten Mehrskalendarstellung sind. Die effektive Abschwächung erhält man durch pixelmäßiges Multiplizieren der Abschwächungskoeffizientenmatrix mit den Pixeln des entsprechenden Bilds der Mehrfachauflösungszerlegung.
Bei dem obigen Verfahren wird in den Bildgebieten, in denen der mittlere Strahlungskontrast sehr klein ist, d.h. in homogenen Gebieten, wo das Rauschen am störendsten ist, der Kontrast gesenkt. Andererseits wird er in solchen Bildgebieten angehoben, in denen ein signifikanter Teil an Kanten oder Texturen vorliegt.
9. Rekonstruktion
Wenn die obigen Prozeduren für die Kontrastverstärkung ausgeführt worden sind, wird das Bild rekonstruiert, indem auf die modifizierten Detailbilder die Bildtransformation angewendet wird, die der Kehrwert der Mehrfachauflösungszerlegung ist. Einzelheiten über die Rekonstruktionsprozedur sind oben in dem Absatz über die Bildzerlegung beschrieben.
10. Gradationsverarbeitung mit drei Steuerpunkten
Nach der Bildrekonstruktion ist das Bild noch nicht für die Reproduktion auf einem Film oder für die Anzeige auf einem Monitor bereit, weil der Signalbereich noch nicht dem Ausgabebereich des Reproduktionssystems (Ausdruck oder Bilschirmausgabe) entspricht.
Die Umwandlung von Pixelwerten in Ausgabewerte, die sich für die Reproduktion eignen, umfaßt üblicherweise eine Auswahl eines Teilbereichs, der die relevanten Informationen umfaßt, gefolgt von einer Umwandlung, die in den meisten Fällen eine nichtlineare Umwandlung ist. Diese Umwandlung wird als eine Gradationsverarbeitung bezeichnet.
Für eine optimale Reproduktion ist es von höchster Wichtigkeit, daß die Wahl des relevanten Signalbereichs auf übereinstimmende Weise durchgeführt wird und daß die Form der für die Gradationsverarbeitung angewendeten Umwandlungsfunktion sorgfältig bestimmt wird.
Diese Umwandlung bestimmt zum Großteil die Qualität des sichtbaren Bilds, soweit die mittlere Dichte und der Gesamtkontrast betroffen sind.
Im Stand der Technik hängen die Wahl des Teilbereichs und die Wahl der Gradationskurve von der Untersuchungsart ab, die in das Verarbeitungssystem eingegeben wurde. Außerdem wurde die Wahl des relevanten Teilbereichs auf der Basis des Bildhistogramms durchgeführt. Zu den Kollimationsgrenzen gehörende Pixel wurden nicht berücksichtigt.
Es war deshalb erforderlich, die Kollimationsgrenzen im voraus zu detektieren. Wegen der großen Vielfalt an Bildern und der Komplexität dieses Problems ist ein bestimmter Prozentsatz an Ausfällen unvermeidlich (etwa 1%). Folglich ist die korrekte Operation der Detektion des relevanten Signalbereichs betroffen. Eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, die Wahl des relevanten Signalteilbereichs zu ermöglichen, ohne irgendwelche Kenntnisse der Kollimationsgrenzen zu verwenden.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird eine Gradationsverarbeitungsoperation entwickelt, die durch drei charakteristische Punkte im Bildhistogramm gesteuert wird.
Es wird eine Gradationskurve erzeugt, die einen festen Kontrast und eine feste Dichte an einem spezfischen Punkt ergibt, der als ein Ankerpunkt bezeichnet wird.
Im Stand der Technik steht die Abszissenachse der Gradationskurve zum Logarithmus der Strahlungsdosis in Beziehung, und die Ordinatenachse kann die optische Dichte, die Luminanz, Ansteuerwerte spezifischer Displaysysteme oder ansonsten von der Wahrnehmung her lineare Einheiten (p-Werte) sein, wie durch den Standard DICOM 3.14 spezifiziert. Der Hauptgrund, weshalb die Abszissenachse den Logarithmus der Strahlungsdosis darstellt, kommt aus der Röntgenfilmtechnologie, bei der die Empfindlichkeitskurve des Schirm-Film-Systems, die sogenannte H-D-Kurve, hinsichtlich optischer Dichte als eine Funktion des Logarithmus der Belichtung spezifiziert wird.
Ein zweiter Grund dafür, die Abszissen im Logarithmus der Dosis auszudrücken, betrifft die Weise, wie die Kurve zum Zweck der Kontrast- und Dichtejustierung bearbeitet wird. Die Kurve entlang der Abszissenachse zu verschieben ist gleichbedeutend damit, die Dosis mit einem bestimmten Faktor zu multiplizieren. Somit gestattet eine einfache Verschiebung der Kurve (sogenannte Höhenjustierung) die Korrektur hinsichtlich Unter-Überbelichtung. Das Modifizieren der Höhe entspricht der Wahl einer Film-Schirm-Kombination mit einer anderen Empfindlichkeitsklasse.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist die Eingabe in die Bildkette ein digitales Bild, dessen Pixelwerte proportional zur Quadratwurzel der Strahlungsdosis sind, wie oben erläutert. Die Semantik hinsichtlich Quadratwurzel wird in der ganzen Bildkette beibehalten, einschließlich der Mehrskalenzerlegung, einer Reihe von auf die Mehrskalendarstellung angewendeten Kontrastmanipulationsverfahren und schließlich eine umgekehrte Mehrskalentransformation. Gemäß der vorliegenden Erfindung wird das Ergebnis der Bildkette mit der Semantik der Quadratwurzel der Dosis als die Eingabegröße der Gradationsverarbeitung ohne Umwandlung in die Logarithmus-der-Dosis-Semantik verwendet. Die Gradationsverarbeitung ist spezifiziert, diese Pixelgröße auf eine Ordinatenachse abzubilden, die wahrnehmungsmäßig lineare Einheiten darstellt, gemäß einer Funktion, die linear ist und eine feste Steigung im zentralen Teil ihres Bereichs aufweist. Die Kombination, der Abszisse eine Quadratwurzelsemantik aufzuerlegen, eine Gradationskurve anzuwenden, die im wesentlichen linear ist, und der Ordinatenachse eine wahrnehmungsmäßig lineare Semantik aufzuerlegen, z.B. gemäß dem Standard DICOM 3.14, stellt sicher, daß das Bildrauschen aufgrund von Quantensprenkeln in dem betrachteten Bild in dem ganzen Dichtebereich gleichförmig wahrgenommen wird.
Letzteres gilt nur, wenn die auf die Mehrskalendarstellung zum Zweck der Kontrastverstärkung angewendeten nichtlinearen Operationen kleingehalten werden, so daß der ganze Teil der Bildkette von der Mehrskalenzerlegung über die Umkehrtransformation immer noch als eine lineare Operation betrachtet werden kann.
Bei dieser bevorzugten Ausführungsform wird außerdem angenommen, daß das sich aus der Gradationsverarbeitung ergebende Ausgabebild zu einer Ausdrucks- oder Bildschirmdarstellungseinrichtung übertragen wird, die Bilddaten mit wahrnehmungsmäßig linearer Semantik annimmt. Dies gilt für die neue Generation von Filmbelichtungseinrichtungen und Displaymonitoren, die mit dem Standard DICOM 3.14 kompatibel sind. Es wird bei der weiteren Beschreibung angenommen, daß das Ausgabebild hinsichtlich wahrnehmungsmäßig lineare Einheiten, als p-Werte bezeichnet, ausgedrückt wird. Wenn das Ausgabebild jedoch zu einer nichtstandardisierten Einrichtung gesendet werden soll, muß auf das Ausgabebild eine entsprechende zusätzliche Umwandlung angewendet werden, um die spezifische Eingabesemantik der Einrichtung, bei der es sich entweder um optische Dichte, Luminanz oder eine eigene Semantik handeln kann, anzupassen. Wie dies zu geschehen hat, wird in der Spezifikation des Standards DICOM 3.14 beschrieben.
Bevorzugt besteht die Gradationskurve aus drei zusammenhängenden Segmenten, die in 9 dargestellt sind und als Fuß-, Körper- bzw. Schultersegment bezeichnet sind. Die Segmente sind so definiert, daß die zusammengesetzte Gradationskurve entlang ihres ganzen Bereichs stetig ist, und auch ihre Ableitung ist stetig.
Das Körpersegment ist linear, und es stellt über den Körperteilbereich wb eine feste vordefinierte Steigung gb sicher, was mit dem relevantesten Teilbereich an Pixelwerten zusammenfallen soll. Das den Fußteilbereich wf überspannende Fußsegment liefert eine allmähliche Zunahme der Steigung von einer vordefinierten Anfangssteigung g0 bis zur Körpersteigung gb. Der entsprechende Teilbereich wird als eine Übergangszone von den niedrigsten Pixelwerten, die keine diagnostisch relevanten Informationen tragen, bis zu dem relevantesten Körperteilbereich angesehen. Das Fußsegment ist durch seine Teilbereichsbreite wf und -höhe hf auf der Ordinatenachse gekennzeichnet. Seine mittlere Steigung gf wird durch das Verhältnis hf/wf definiert. Der Anfangsordinatenwert des Fußsegments entspricht dem kleinsten Wert des Ordinatenbereichs y0, d.h. dem kleinstmöglichen Wert des Ausgabebilds. Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist y0 Null. Der Übergangspunkt vom Fuß zum Körper wird durch die Abszisse tf spezifiziert. Das den Teilbereich ws überspannende Schultersegment liefert eine allmähliche Abnahme von der Körpersteigung gb hinunter bis zu einer vordefinierten Endsteigung g1. Dieses Segment ist durch seine Breite ws und eine vordefinierte mittlere Steigung gs gekennzeichnet, die das Verhältnis hs/ws definiert, wobei hs die Schultersegmenthöhe auf der Ordinatenachse ist. Der Ordinatenendwert der Schulter wird in Übereinstimmung mit dem größten Wert des Ordinatenbereichs y1 gebracht. In einem System mit einer 12-bit-Ausgabe ist y1 gleich 4095.
Das Körpersegment weist eine vordefinierte Steigung gb und einen vordefinierten Ankerpunkt ta auf. Der Ankerpunkt weist einen vordefinierten Ausgabepixelwert ya auf. Durch diesen Zustand wird sichergestellt, daß Kontrast und Dichte im Ankerpunkt festbleiben. Die Breite des Fuß-, Körper- und Schultersegments wird nicht explizit spezifiziert. Stattdessen werden für jedes einzelne Bild drei charakteristische Pixelwerte bestimmt, die die untere Fußgrenze t0, den Ankerpunkt ta und die obere Schultergrenze t1 spezifizieren. Die anderen Parameter, die die Form der zusammengesetzten Gradationskurve bestimmen, sind vordefiniert, d.h., sie hängen nicht von irgendeiner Eigenschaft der individuellen Bilder ab. Bei gegebenen vordefinierten Parametern und den Parametern t0, ta und t1, die spezifisch für jedes Bild bestimmt werden, wird eine zusammengesetzte Gradationskurve bestimmt, die den kumulativen Abszissenteilbereich wf + wb + ws und den entsprechenden Ordinatenbereich [y0, y1] überspannt, und zwar gemäß den obigen Anforderungen hinsichtlich Stetigkeit.
Eine Ausführungsform der zusammengesetzten Gradationskurve wird definiert durch
falls t im Fußteilbereich [t0, tf[ liegt y(t) = y0 + hf + gb·(t – tf)falls t im Körperteilbereich [tf, ts] liegt
falls t im Schulterteilbereich ]ts, t1] liegt
Bei dieser Ausführungsform wird die Funktion, die dem Fußsegment entspricht, definiert durch:
in der:
die relative Anfangsfußsteigung ist
Bei dieser Ausführungsform wird die Funktion, die dem Schultersegment entspricht, definiert durch:
bei der:
die relative Endschultersteigung ist
Die obige Formulierung des Fuß- und Schultersegments auf der Basis verketteter Exponentialausdrücke stellt sicher, daß:

– Y(t0) = y0 und y(t1) = y1
– Stetigkeit in den Übergangspunkten y(tf) und y(ts) garantiert ist
– Y'(t0) = g0 und y'(t1) = g1
– die Steigng in den Übergangspunkten y'(tf) und y'(ts) stetig ist und dazwischen einen konstanten Wert gb aufweist
– Die Ausgabe einen vordefinierten Wert ya im Ankerpunkt ta aufweist.

Die letzteren beiden Merkmale stellen sicher, daß der relevanteste Teilbereich von dem Körpersegment zugeordneten Pixelwerten eine spezifizierte Dichte und einen spezifizierten Kontrast aufweist.
Die Position des Ankerpunkts ta, der unteren Fußsegmentgrenze t0 und der oberen Schultersegmentgrenze t1 werden von den Bildteilbereichseigenschaften abhängig gemacht, wie weiter unten beschrieben wird.
Eine etwaige Abweichung der Breite [t0, ta] des unteren Teilbereichs, wie sie durch die Bildeigenschaft auferlegt wird, beeinflußt nicht die Dichte und den Kontrast der Pixelwerte, die größer sind als ta. Dies ist wichtig, weil die erforderliche Breite des unteren Teilbereichs aufgrund des Vorliegens von strahlungsundurchlässigem Material im Bild wie etwa Markierungen oder Kollimationsverschlüsse stark variieren kann. Gemäß der vorliegenden Erfindung beeinflußt die Abweichung der Breite [t0, ta] des unteren Teilbereichs nur die Dichte und den Kontrast von Pixelwerten, die kleiner sind als der Ankerpunkt ta, und je mehr sich ein Pixelwert im unteren Teilbereich ta annähert, umso weniger hängen sein Kontrast und seine Dichte von der Breite des unteren Teilbereichs ab. Der Gedankengang hinter diesem Mechanismus ist die Beobachtung, daß der Kontrast so konstant wie möglich gehalten werden sollte, es aber besser ist, wenn die mittlere Steigung wegen einer zunehmenden Breite des unteren Teilbereichs reduziert werden muß, den Kontrast bevorzugt im untersten Dichtebereich aufzugeben, der so gut wie keine relevanten Informationen führt, und den Kontrast in der Nähe des Ankerpunkts intakt zu halten.
Ähnliche Vorzüge dieses Verfahrens gelten auch im oberen Teilbereich (ta, t1], bei dem der Kontrast bevorzugt im obersten Dichtebereich geopfert wird, wenn die Breite des oberen Teilbereichs zunimmt, um Kontrast im Teilbereichsabschnitt neben dem Ankerpunkt ta beizubehalten, wobei in diesem Teilbereich viel relevantere Informationen vorliegen.
Bei einer ersten bevorzugten Ausführungsform werden die folgenden Parameter vordefiniert: y0, ya, y1, g0, gf, gb, gs, g1. Die anderen Parameter, die zum Erzeugen der obigen zusammengesetzten Gradationskurve benötigt werden, d.h. wf, hf, ws, hs weden wie folgt abgeleitet.
Die Breite wf und Höhe hf des Fußsegments findet man durch Lösen des Satzes von Gleichungen, die die Höhen des linken Körperteils bzw. Fußsegments spezifizieren: ya – y0 – hf = (ta – t0 – wf)·gb hf = wf·gfwas folgendes ergibt:
hf = wf·gf
Analog findet man die Breite ws und die Höhe hs des Schultersegments durch Lösen des Satzes von Gleichungen, die die Höhen des rechten Körperteils bzw. Schultersegments spezifizieren: y1 – ya – hs = (t1 – ta – ws)·gb hs = ws·gswas folgendes ergibt:
hs = ws·gs
Die vordefinierten Werte liegen bevorzugt in den folgenden Bereichen:

– ya: [10,40], Standardwert 20% des Ausgabebereichs [y0, y1]
– gb: hängt von internen Skalierungsfaktoren im ganzen Bildgebungssystem ab und von dem verfügbaren Ausgabebereich
– g0: [10,30], Standardwert 20% der Körpersteigung gb
– gf: [25,50], Standardwert 40% der Körpersteigung gb
– gs: [25,50], Standardwert 40% der Körpersteigung gb
– g1: [5,20], Standardwert 10% der Körpersteigung gb

In jedem Fall müssen die Steigungen den folgenden Ungleichungen genügen:
g0 < gf < gb
g1 < gs < gb
Das Fuß- und untere Körpersegment entwickeln sich bei variierendem unteren Teilbereich wie folgt. Wenn t0 eine Höchstgrenze t0u übersteigt, dann wird es auf diesen Wert gesetzt
In diesem Fall ist das Fußsegment kollinear zu dem Körpersegment. Siehe 10.
Wenn die Breite von [t0, ta] zunimmt, dann taucht im unteren Teilbereich ein Fußsegment auf. Das Fußsegment wird auf Kosten des linearen Teils signifikanter, wenn die Breite des unteren Teilbereichs weiter zunimmt. [z.B. in 10, wenn es sich von w''f zu w'f entwickelt.]
Schließlich wird eine Untergrenze t01 für t0 erreicht, die definiert ist durch:
Das obere Körpersegment und die Schulter entwikeln sich auf ähnliche Weise. Die Grenzen für t1 sind definiert durch:
In diesem Fall erstreckt sich der Fuß von der Zehe bis zu ta.
Die Grenzen von t0 und t1 können weiter eingeschränkt werden, um sicherzustellen, daß Fuß oder Schulter nicht völlig verschwinden können, d.h., eine Mindestfuß- und -schulterbreite werden spezifiziert. Bevorzugt sollte erzwungen werden, daß hf und hs mindestens 10% des Ausgabebereichs [y0, y1] betragen. Dadurch werden abrupte Kontraständerungen in der Nähe der Teilbereichsgrenzen t0 bzw. t1 vermieden.
Den Grenzen t0 und t1 können weitere Einschränkungen auferlegt werden, um einen kleinsten oder größten Abschnitt des Körpersegments links oder rechts vom Ankerpunkt ta zu erzwingen. Durch diese Maßnahme kann sichergestellt werden, daß mindestens ein mittlerer Teil der Gradationskurve völlig linear ist.
Bei einer zweiten bevorzugten Ausführungsform werden die folgenden Parameter vordefiniert: y0, ya, y1, g0, gb, gs, g1. Weiterhin wird der Übergangspunkt vom Fuß zum Körper gleich dem Ankerpunkt gesetzt, d.h. tf = ta und entsprechend yf = ya. Die anderen Parameter, die benötigt werden, um die obige zusammengesetzte Gradationskurve zu erzeugen, d.h. wf, hf, ws, hs, werden wie folgt abgeleitet.
Die Breite und Höhe des Fußes sind definiert durch: wf = ta – t0 hf = ya – y0
Die kombinierte Segmentbreite von Körper und Schulter ist gleich wbs = t1 – ta
Die Breiten des Körpersegments wb und des Schultersegments ws findet man durch Lösen des Satzes von Gleichungen, die die Höhen des Körper- bzw. Schultersegments spezifizieren: hb = wb·gb (y1 - y0) – (hf + hb) = (wbs – wb)·gsworaus sich ergibt:
ws = wbs – wb
Die Schulterhöhe beträgt dann: hs = ws·gs
Die bevorzugten Einstellungen für vordefinierte Parameter bei dieser zweiten Ausführungsform sind die gleichen wie bei der ersten Ausführungsform.
Das Fußsegment entwickelt sich wie folgt bei variierender Breite [t0, ta] des unteren Teilbereichs. Es weist eine vordefinierte Höhe hf = ya – y0 auf, weshalb seine mittlere Steigung mit zunehmender Breite des unteren Teilbereichs abnimmt. Die Steigungen bei beiden Teilbereichsgrenzen g0 und gb sind vordefiniert, was einen glatten Übergang sicherstellt. Jedoch ist die Entwicklung umso steiler, je schmaler die Fußbreite. Dies ist in 11 gezeigt.
Die Entwicklung des oberen Körpersegments und der Schulter ist ähnlich wie bei der ersten Ausführungsform.
Bei einer dritten oder vierten Ausführungsform wird die Gradationskurve, wie sie in der ersten bzw. zweiten Ausführungsform definiert ist, durch lineare Segmente links von t0 und rechts von t1 verlängert, wie in 12 dargestellt. Diese Randsegmente mit den Steigungen g0 bzw. g1 sehen vor, daß etwaige wertvolle Pixelwerte, die aufgrund einer ungenauen Bestimmung der Teilbereichsgrenzen außerhalb des Teilbereichs [t0, t1] fallen könnten, immer noch in Ausgabepixelwerte mit einem von Null verschiedenen Kontrast umgewandelt werden. Die Steigungen g0 und g1 sind gleich der Anfangsfußsteigung bzw. Endschultersteigung.
Bei Gradationsverfahren nach dem Stand der Technik werden solche Pixel, die außerhalb des spezifizierten Teilbereichs fallen, auf einen konstanten niedrigen oder hohen Pixelwert gesetzt, wodurch alle Bildinformationen außerhalb dieses Bereichs definitiv verlorengehen.
Gemäß dem vorliegenden Gradationsverfahren wird das Ausgabebild einer Displayworkstation zusammen mit seinen begleitenden Teilbereichsparametern [y0, y1] zur Verfügung gestellt. Die meisten Displaysysteme des Stands der Technik, z.B. die nach dem DICOM-Standard, können die begleitenden Teilbereichsgrenzen verstehen und verwenden. Im Standardmodus wählt das Displaysystem aus den erhaltenen Bilddaten den angegebenen Teilbereich [y0, y1] aus und bildet diesen Teilbereich auf seinen ganzen Displaybereich ab. In diesem Modus wird der gewählte Teilbereich auf die optimalste Weise angezeigt, und alle Pixelwerte jenseits des angezeigten Teilbereichs werden auf entweder Weiß oder Schwarz abgeschnitten. Wenn jedoch Interesse vorliegt, Pixelwertdifferenzen außerhalb des gewählten Teilbereichs zu sehen, dann wird das ermöglicht, indem der gewählte Teilbereich interaktiv vergrößert oder verschoben wird, so daß sich die relevanten Pixelwerte in den neuen Teilbereich bewegen.
Die vordefinierte Position des Standardausgabeteilbereichs [y0, y1], der dem gewählten Eingabebereich [t0, t1] entspricht, ist bevorzugt derart, daß sie etwas Spielraum für beide Gradationskurvenverlängerungen bereitstellt. Beispielsweise im Fall eines 12-Bit-Ausgabebilds ist der Standardausgabebereich bevorzugt definiert als der Bereich [y0 = 512, y1 = 3583], so daß jeder Spielraum 1/8 des Gesamtausgabebereichs überspannt. Die entsprechende Fensterbreite beträgt 75%, und die Fenstermitte beträgt 50%.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird die Gradationsverarbeitung auf das Ergebnisbild der Mehrskalenrekonstruktion angewendet, die die letzte Stufe bei den oben beschriebenen Verbesserungsverfahren ist. Das letztere Bild wird im Weiteren als das verbesserte Bild bezeichnet.
Die zusammengesetzte Gradationskurve wird wie oben beschrieben auf der Basis von vordefinierten Parametern und von drei Parametern t0, t1 und ta, die von intrinsischen Bildeigenschaften abhängen, erzeugt. Die Position des Ankerpunkts ta und die Teilbereichsgrenzen t0 und t1 werden auf der Basis einer Gütezahl bestimmt. Letztere erhält man aus dem verbesserten Bild, d.h. dem Bild, auf das die Gradation angewendet werden soll.
Dazu wird ein erstes Grauwerthistogramm des verbesserten Bilds und ein zweites Histogramm des gleichen Bilds berechnet, wobei das zweite Histogramm auf jene Pixel beschränkt ist, die in einem binären Maskenbild, das die gleichen Abmessungen wie das verbesserte Bild aufweist, als relevant gekennzeichnet sind. Das zweite Histogramm stellt die relative Dichte von Grauwerten in dem verbesserten Bild auf die relevanten Pixelgebiete beschränkt dar.
Die Gütezahl fom_j wird für jeden Grauwert j innerhalb des Bereichs des verbesserten Bilds wie folgt bestimmt:
wobei hu_j und hr_j die Unterteilungswert-Zählwerte des uneingeschränkten bzw. eingeschränkten Histogramms darstellen und das Maximum über den ganzen Bereich von Grauwerten hinweg genommen wird.
Jeder Zählwert des eingeschränkten Histogramms wird durch den entsprechenden Zählwert im uneingeschränkten Histogramm hoch einem vordefinierten Exponenten qm ausgeglichen. Dieser Exponent ist auf einen Wert kleiner als Eins gesetzt, um die Korrektur zu begrenzen. Der Gedankengang hinter dieser Korrektur ist die Überlegung, daß die Relevanz eines Grauwerts nicht nur davon abhängt, wie oft man diesen Wert im Bild findet, sondern gleichzeitig von der Rate, mit der Pixel mit diesem Wert auch zu einem Bildgebiet gehören, das als relevant angesehen wird, wie durch die binäre Maske spezifiziert. Je größer das Verhältnis relevanter gegenüber irrelevanter Pixel, die einen spezifischen Grauwert aufweisen, umso größer ist die Gütezahl für diesen Grauwert.
Der Exponent qm wird bevorzugt auf einen Wert im Bereich [0, 1] gesetzt, ganz besonders bevorzugt 0,25. Im Extremfall, wenn qm auf Null gesetzt ist, gibt es keine Korrektur. In dem anderen Extremfall, wenn qm gleich Eins ist, bestimmt das Verhältnis von relevanten zu irrelevanten Pixeln völlig die Gütezahl. Die Gütezahl liegt im Bereich [0, 1], wobei 1 die höchste Relevanz angibt.
Bei dieser Ausführungsform wird die untere Teilbereichsgrenze t0 als der Pixelwert j bestimmt, für den die Gütezahl fomj einen vordefinierten Schwellwert Tf0 übersteigt, beginnend mit dem niedrigsten Grauwert. Analog wird die obere Teilbereichsgrenze t1 als der Pixelwert j bestimmt, für den fomj einen vordefinierten Schwellwert Tf1 übersteigt, beginnend mit dem höchsten Grauwert und nach unten fortschreitend.
Der Ankerpunkt ta wird wie folgt bestimmt. Beginnend mit dem Gütezahlmaximum, d.h. dem Grauwert jm, für den fomj = 1, wird der Grauwertindex j dekrementiert, bis fomj < Tfa, wobei letzteres einen vordefinierten Schwellwert darstellt. Der Index bei dem Schwellwertdurchgang spezifiziert den Ankerpunkt.
Die Schwellwerte für die Teilbereichsgrenzen sind bevorzugt sehr klein, damit das Risiko minimiert wird, daß relevante Graudaten aus dem ausgewählten Teilbereich ausgeschlossen werden, z.B. Tf0 = 0,01 und Tf1 = 0,01. Der Schwellwert für den Ankerpunkt liegt bevorzugt im Bereich [0,1, 0,5], ganz besonders bevorzugt 0,35.
Das binäre Maskenbild, das die relevanten Bildpixel markiert, wird zum Bestimmen des eingeschränkten Grauwerthistogramms benötigt. Bei einer ersten bevorzugten Ausführungsform wird das binäre Maskenbild von einem lokalen KRV-Bild abgeleitet. Die Abmessungen des Maskenbilds muß auf die Abmessungen des lokalen KRV-Bilds angepaßt werden, das bevorzugt Abmessungen aufweist, die der vierten Skala der Mehrskalendarstellung entsprechen, wie oben beschrieben. Die Maskenpixel werden auf binär WAHR gesetzt, wenn das entsprechende KRV-Pixel einen lokalen KRV-Wert im Bereich [T_c0, T_c1] aufweist. Somit sind die Pixelwerte mit einem geringen Kontrast-Rausch-Verhältnis, z.B. Pixel in einem sehr homogenen Bildbereich, die üblicherweise keine relevanten Informationen darstellen, von der Binärmaske ausgeschlossen.
Andererseits sind Pixel mit einem sehr großen Kontrast-Rausch-Verhältnis gleichermaßen ausgeschlossen, da sie sehr starken Rändern entsprechen, die üblicherweise in Bildgebieten mit einer extremeren Dichte angetroffen werden. Die bevorzugten Schwellwerte lauten T_c0 = 2, Tc₁ = 10.
In einem nächsten Schritt wird das Maskenbild verbessert, indem eine Kaskade von morphologischen Filtern entsprechend einem öffnenden Filter, gefolgt von einem schließenden, darauf angewendet wird. Das öffnende Filter eliminiert zuerst kleine isolierte Bereiche von WAHR-Pixeln im Maskenbild, und das anschließende schließende Filter eliminiert die Löcher in der Maske. Der Scheibenradius der strukturierenden Elemente der morphologischen Filter beträgt bevorzugt zwischen Eins und Drei.
Bei einer zweiten bevorzugten Ausführungsform ebenfalls auf der Basis des lokalen KVR-Bilds wird jedes Pixel des binären Maskenbilds als WAHR markiert, wenn sein lokales KVR einen vorbestimmten Schwellwert T_d0 übersteigt und auch eine zusätzliche Wertung einen Schwellwert T_sc übersteigt.
Die mit einem Pixel verbundene Wertung wird berechnet durch Zeichnen von radialen Wegen in acht Richtungen beginnend bei dem betrachteten Pixel, wie in 13 gezeigt. Die Wertung wird auf Null initialisiert. Bei jedem Wegdurchlauf wird die Wertung inkrementiert, wenn das lokale KRV des aktuellen Pixels im Weg einen Schwellwert T_d1 übersteigt. Jeder Wegdurchlauf endet an dem Pixel, bei dem das lokale KVR einen Schwellwert T_d2 übersteigt oder wenn der Radius einen Schwellwert T_dr übersteigt.
Der KVR-Schwellwert T_d0, der als Teil des Auswahlkriteriums für das mittlere Pixel verwendet wird, ist weniger streng als der in der ersten Ausführungsform verwendete Schwellwert T_c0, z.B. beträgt er bevorzugt 1,0. Als Folge dessen, daß ein kleinerer Schwellwert genommen wird, werden anfänglich mehr Pixel berücksichtigt. Eine weitere Zurückweisung basiert auf dem zweiten Kriterium, das auf der Anzahl umgebender Pixel innerhalb eines begrenzten Radius basiert, die ein KRV über dem Schwellwert T_d1 aufweisen, der bevorzugt größer ist als der Schwellwert für das mittlere Pixel, z.B. T_d1 = 1,8.
Die erforderliche Gesamtzahl von über dem Schwellwert liegenden benachbarten Pixeln wird durch den Wertungsschwellwert T_sc spezifiziert, der bevorzugt auf 50 gesetzt ist. Mit dieser Einstellung ist in einer Nachbarschaft, die ausschließlich über dem Schwellwert liegende Pixel umfaßt, ein Wegradius von mindestens 7 erforderlich, damit man eine erfolgreiche Wertung erhält. In der Praxis wird gestattet, daß die tragende Nachbarschaft „Löcher" aus unter dem Schwellwert liegenden Pixeln aufweist, oder sie kann asymmetrisch sein, wenn das mittlere Pixel nahe an einem Rand liegt. Deshalb wird die Obergrenze für den Wegradius viel größer spezifiziert, bevorzugt ist T_dr größer als 20, ganz besonders bevorzugt 30.
Das Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung sucht nur diejenigen Pixel zu markieren, die zu kohärenten Gebieten gehören, in denen das lokale KRV nicht zu stark variiert. Unter dieser Perspektive vermeidet das zusätzliche Abschlußkriterium, das einen Wegdurchlauf stoppt, wenn das lokale KRV den Schwellwert T_d2 übersteigt, daß das markierte Gebiet über starke Ränder hinweg ausgeweitet wird. Die bevorzugte Einstellung für T_d2 ist 4,5.

Claims

Verfahren zum Reduzieren von Rauschen in einem Bild durch Verarbeiten einer digitalen Signaldarstellung des Bilds, wobei das Verarbeiten die folgenden Schritte umfaßt: – Zerlegen der digitalen Signaldarstellung in mindestens zwei Detailbilder, die Detail bei aufeinanderfolgenden Skalen darstellen, – Modulieren von Pixeln von mindestens einigen der Detailbilder, indem modulierende Koeffizienten auf die Pixel angewendet werden, um modifizierte Detailbilder zu erzeugen, – Berechnen einer verarbeiteten digitalen Signaldarstellung durch Anwenden eines Rekonstruktionsalgorithmus auf die modifizierten Detailbilder, dadurch gekennzeichnet, daß die modulierenden Koeffizienten aus einem einzelnen Kontrast-Rausch-Verhältnis-Bild abgeleitet werden, das das lokale Kontrast-Rausch-Verhältnis in jedem Pixel bei einer vordefinierten der Skalen darstellt.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die vordefinierte Skala niedriger ist als die kleinste der Skalen der Detailbilder, die modifiziert werden.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Modulation eine Abschwächung von Pixelwerten ist, wenn das lokale Kontrast-Rausch-Verhältnis „KRV" kleiner ist als ein vordefiniertes kritisches Kontrast-Rausch-Verhältnis „cnrc" und wobei keine Modulation angewendet wird, wenn das lokale Kontrast-Rausch-Verhältnis „KRV" größer oder gleich dem vordefinierten kritischen Kontrast-Rausch-Verhältnis „cnrc" ist.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Modulation eine Abschwächung von Pixelwerten ist, wenn das lokale Kontrast-Rausch-Verhältnis „KRV" kleiner ist als das vordefinierte kritische Kontrast- Rausch-Verhältnis „cnrc" und die Modulation eine Verstärkung von Pixelwerten ist, wenn das lokale Kontrast-Rausch-Verhältnis „KRV" größer ist als das vordefinierte Kontrast-Rausch-Verhältnis „cnrc", und wobei keine Modulation angewendet wird, wenn das lokale Kontrast-Rausch-Verhältnis „KRV" gleich dem vordefinierten kritischen Kontrast-Rausch-Verhältnis „cnrc" ist.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Modulation einen festen Mindestwert erreicht, wenn der lokale Kontrast-Rausch-Verhältniswert KRV kleiner ist als ein vordefinierter Kontrast-Rausch-Verhältniswert (KRV)₀.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Modulation einen festen Höchstwert erreicht, wenn KRV ein vordefiniertes Kontrast-Rausch-Verhältnis (KRV)₁ übersteigt.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei das Ausmaß der Abschwächung von kleineren zu größeren Skalen abnimmt, um einen Wert gleich Eins bei einer vordefinierten Skala zu erreichen.
Verfahren nach Anspruch 4, wobei das Ausmaß der Abschwächung oder Verstärkung von kleineren zu größeren Skalen abnimmt, um einen Wert gleich Eins bei einer vordefinierten Skala zu erreichen.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei man die Modulation bei einer spezifischen Skala erhält durch pixelmäßige Multiplikation einer Abschwächungskoeffizientenmatrix mit entsprechenden Pixeln des Detailbilds bei der Skala, wobei die Abschwächungskoeffizientenmatrix Abschwächungskoeffizienten umfaßt und identische Abmessungen wie das Detailbild bei der Skala aufweist.
Computerprogrammprodukt, das dafür ausgelegt ist, die Schritte eines beliebigen der Ansprüche 1 bis 9 durchzuführen, wenn es auf einem Computer läuft.
Computerlesbares Trägermedium, das computerausführbaren Programmcode umfaßt, der dafür ausgelegt ist, die Schritte eines Indietrigen der Ansprüche 1 bis 9 auszuführen.