CN101032409A - 图像显示设备和x射线ct设备 - Google Patents

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Abstract

本发明的目的在于改善从三维显示图像中提取的二维显示的图像质量，例如连续断层图像，该断层图像通过X射线CT设备(100)的传统扫描或类似扫描，排列在对应于成像工作台移动方向的z方向上，X射线CT设备(100)具有二维X射线区域检测器，二维X射线区域检测器典型地由多行X射线检测器或平板X射线检测器(24)形成矩阵结构。为此，本发明的图像显示设备(6)包括图像滤波处理装置，用于对三维图像执行图像滤波处理，其中所述图像滤波处理根据要显示的所述二维图像的横截面方向而变化。

Description

图像显示设备和X射线CT设备
技术领域
本发明涉及一种医疗X射线CT(计算机断层成像)设备或图像显示设备和X射线CT设备，其中每一个可改善三维图像显示的图像质量，该图像通过在工业X射线CT设备中执行的传统扫描(也称“轴向扫描”)、电影扫描、螺旋扫描、可变螺距螺旋扫描或螺旋往复(shuttle)扫描，而由连续的断层图像组成。
背景技术
迄今为止，对应于三维图像显示方法之一的MPR(多平面重定格式)显示已经在对应于X射线CT设备工作台移动方向的z方向上连续的断层图像上实现，该X射线CT设备利用多行X射线检测器或利用由典型地是平板形成的矩阵结构的二维X射线区域检测器，而且xz平面或xy平面的MPR显示已经被执行，如图15所示。在这种情况下产生这样的问题，即当对xy平面的断层图像施加上了或实现了z方向的自适应图像滤波时，尽管带来了例如xy平面的S/N改善，伪迹(artifact)减少等效果，但空间分辨率在z方向上会降低，图像质量相对于xz平面或yz平面的MPR显示图像的图像质量降低。
但是，在具有多行X射线检测器的X射线CT设备中或具有由典型的平板形成的二维X射线区域检测器的X射线CT设备中，随着X射线锥形束的锥形角变大且每个检测器通道变小，断层图像层会变薄。在X射线剂量不变的情况下，断层图像的S/N有变差的趋势。但是，X射线剂量不会按照受检者的X射线辐照量而增加。因此，薄的断层图像的每个像素的S/N得以改善，以及不降低其空间分辨率的自适应图像滤波器得以确定。另一方面，每个像素可以从MPR显示的xy平面、yz平面和xz平面的不同方向观察到，该MPR显示对应于三维像素显示之一。因此，当在给定的固定方向上施加自适应图像滤波器时，空间分辨率的降低会出现在xy平面、yz平面和xz平面的任何一个平面上。
因此，需要自适应图像滤波器随显示的动态改变和视线方向而改变动态施加的方向。这时，自适应图像滤波器可在显示时实时动态地施加。
发明内容
鉴于前述内容，本发明的目的在于提供一种图像显示设备和X射线CT设备，其中每一个能够显示三维显示图像，即使从三维地显示一个三维图像的任何视线方向来看，它都具有改善的S/N、减少的伪迹和不降低的空间分辨率，该三维图像通过X射线CT设备的传统扫描(轴向扫描)、电影扫描、螺旋扫描、可变螺距螺旋扫描或螺旋往复扫描而对应于连续断层图像，该X射线CT设备具有二维X射线区域检测器，该二维X射线区域检测器典型地由多行X射线检测器或平板X射线检测器形成矩阵结构。
在本发明中，在以三维方式显示三维图像时，当一个具有典型地由多行X射线检测器或平板X射线检测器形成的矩阵结构的二维X射线区域检测器的X射线CT设备以传统扫描(轴向扫描)、电影扫描、螺旋扫描、可变螺距螺旋扫描或螺旋往复扫描而产生一个对应于连续断层图像的用于在二维监视器上显示三维图像的二维图像时，如果在其显示方向、其视线方向或不平行于其二维图像平面的方向施加了图像滤波器或自适应图像滤波器，则可实现S/N的改善和伪迹的减少而不会识别出图像空间分辨率的降低。
这样，如果能够把执行改善S/N并减少伪迹的自适应图像滤波器加到与二维图像正交或不平行的方向，以便在二维监视器上显示三维图像，其中表示类似MPR图像的三维图像的二维图像的S/N得以改善，伪迹得以减少，那么由于这种方向引起的视线方向，不会在二维图像上认识到空间分辨率的降低，即使空间分辨率因自适应图像滤波器而确实降低了。这样，上述问题通过提供一种图像显示设备和X射线CT设备得以解决，它们的特征在于，通过动态提供在所有时间都考虑到视线方向的自适应图像滤波器，可实现S/N的改善和伪迹的减少而不会降低空间分辨率。
在第一方面，本发明提供了一种用于显示从三维图像提取的二维图像的图像显示设备，包括图像滤波处理装置，用于对三维图像执行图像滤波处理，其中所述图像滤波处理根据要显示的所述二维图像的横截面方向而变化。
在根据第一方面的图像显示设备中，自适应图像滤波器或能够改善S/N和减少伪迹的图像滤波器被施加到这样的方向，在该方向下根据在三维图像的部分显示上的三维图像的显示部分方向，在三维图像部分不会认识到空间分辨率的降低，从而可能改善S/N并减少伪迹而无须降低空间分辨率。
在第二方面，本发明提供了一种X射线CT设备，包括用于获取X射线投影数据的X射线数据获取装置，X射线投影数据通过位于X射线发生器和二维X射线区域检测器之间的受检者被发送，该X射线区域检测器用于检测与X射线发生器相对的X射线，与此同时X射线发生器和二维X射线区域检测器围绕对应于所述位置的旋转中心旋转；用于重建投影数据的图像重建装置，该投影数据从X射线数据获取装置获取；用于显示经过图像重建的断层图像的图像显示装置；以及成像条件设定装置，用于设定执行所述获取和所述显示的成像条件，其中该图像显示装置包括图像滤波处理装置，用于显示从三维图像中提取的二维图像，该三维图像由在z方向上连续的断层图像构成，z方向对应于受检者所在的支架移动的方向，其中所述图像滤波处理根据要显示的所述二维图像的横截面方向变化。
在按照第二方面的X射线CT设备中，经过图像重建的断层图像或三维显示的图像、MPR显示的图像、MIP(最大强度投影)显示的图像以及再投影显示的图像中的任一个被转换为二维图像并显示在二维监视器上。也就是说，存在一个相对于二维图像的视线方向。空间分辨率的降低在视线方向上是不能可见地识别的。因此，自适应图像滤波器或能够改善S/N并减少伪迹的图像滤波器被施加到不能注意到空间分辨率降低的方向上，从而使改善S/N并减少伪迹成为可能，且不会降低空间分辨率。
在第三方面，本发明提供了一种X射线CT设备，其中在按照第二方面的X射线CT设备中，所述图像滤波处理改变用于图像滤波处理的图像滤波系数。
在按照第三方面的X射线CT设备中，图像显示装置以这样的方式调整图像滤波系数，即在视线方式上观看时S/N的改善和伪迹的减少可在经过图像重建的断层图像或三维显示的图像、MPR显示的图像、MIP显示的图像以及再投影显示的图像上得以实现，从而可能不会在视线方向上观察到空间分辨率的降低。
在第四方面，本发明提供了一种X射线CT设备，其中在按照第二或第三方面的X射线CT设备中，所述图像滤波处理装置在要显示的所述二维图像的横截面方向的垂直方向上执行图像滤波处理。
在按照第四方面的X射线CT设备中，经过图像重建的断层图像或者三维显示的图像、MPR显示的图像、MIP显示的图像以及再投影显示的图像被图像显示装置转换为二维图像，然后在监视器上显示。然而，视线方向通常对应于与监视器显示平面相垂直的方向，即与在每个监视器上显示的二维图像平面相垂直的方向。因此，自适应图像滤波器或者能够改善S/N并减少伪迹的图像滤波器被施加到与每个经过图像重建的断层图像或者三维显示的图像、MPR显示的图像、MIP显示的图像以及再投影显示的图像的平面垂直的方向上，从而使改善S/N并减少伪迹成为可能，而不会降低从视线方向观察的空间分辨率。
在第五方面，本发明提供了一种X射线CT设备，其中在按照第二至第四方面的任何一个的X射线CT设备中，所述图像滤波处理装置利用自适应图像滤波器执行图像滤波处理，自适应图像滤波器适合于要受到图像滤波处理的所研究的像素和邻近于所研究的像素的相邻像素的图像特征数量。
在按照第五方面的X射线CT设备中，从视线方向来看，图像滤波器通过图像滤波处理装置施加到每个经过图像重建的断层图像或者三维显示的图像、MPR显示的图像、MIP显示的图像以及再投影显示的图像，从而使视线方向上的空间分辨率质量没有变坏。从视线方向来看，当施加上了改善S/N和减少伪迹的图像滤波器时，对施加上图像滤波器的各像素是根据对该图像滤波器所研究的像素和它的相邻像素的图像特征数量而选定的，从而适配于相邻像素的自适应图像滤波器的使用进一步限制空间分辨率的降低，从而可能带来改善S/N和减少伪迹的效果。
在第六方面，本发明提供了一种X射线CT设备，其中在按照第五方面的X射线CT设备中，图像特征数量包含所研究的像素和相邻像素的CT值。
在按照第六方面的X射线CT设备中，当按视线方向来看时，在自适应图像滤波器被加到经过图像重建的断层图像或者三维显示的图像、MPR显示的图像、MIP显示的图像以及再投影显示的图像中的每一个时，施加上了图像滤波器的像素按照图像特征数量被选定，从而施加上适合于每个相邻像素的自适应图像滤波器。即使所研究的像素及其相邻像素的CT值被用作图像特征数量时，也可充分地达到效果。
在第七方面，本发明提供了一种X射线CT设备，其中在按照第五或第六方面的X射线CT设备中，图像特征数量包含所研究的像素和相邻像素的CT值的标准偏差。
在按照第七方面的X射线CT设备中，当自适应图像滤波器施加到相对于经过图像重建的断层图像或者三维显示的图像、MPR显示的图像、MIP显示的图像以及再投影显示的图像中的每一个的视线方向上时，施加上了图像滤波器的像素是按照图像特征数量而选定的，从而施加上了适合于每个相邻像素的自适应图像滤波器。即使所研究的像素及其相邻像素的标准偏差值被用作图像特征数量时，也可充分地达到效果。
在第八方面，本发明提供了一种X射线CT设备，其中在按照第二至第七方面任何一个的X射线CT设备中，二维图像是MPR(多平面重定格式)图像或MIP(最大强度投影)图像。
在按照第八方面的X射线CT设备中，对应于经过图像重建的断层图像或者三维显示的图像的其它三维显示图像的体积绘制三维显示图像和MIP显示图像、MPR显示的图像、MIP显示的图像以及再投影显示的图像被压缩为二维图像并显示，其中包括关于三维图像深度像素的信息，其中该MPR显示的图像特别是一个通过切割对应于连续断层图像的三维断层图像的给定平面而获得的无深度的图像。因此，视线方向或垂直于显示平面的方向可被明确规定，从而显示图像滤波器或自适应图像滤波器的效果的方向容易被限定。因此可能有效地改善S/N并减少伪迹而不会降低空间分辨率。
在第九方面，本发明提供了一种×射线CT设备，其中在按照第二至第八方面任何一个的X射线CT设备中，图像滤波处理装置利用三维图像滤波器执行图像滤波处理。
在按照第九方面的X射线CT设备中，当经过图像重建的断层图像或者三维显示的图像、MPR显示的图像、MIP显示的图像以及再投影显示的图像在监视器上显示时，垂直于监视器的方向或视线方向可取三维空间中的任何方向。因此，图像滤波器或自适应图像滤波器最好也可自由地在三维中选择有效的方向。因此，如果图像滤波器或自适应图像滤波器是三维图像滤波器，则可适用于任何方向，而且可有效地改善S/N并减少伪迹而无须降低空间分辨率。
在第十方面，本发明提供了一种X射线CT设备，其中在按照第二至第八方面任何一个的X射线CT设备中，图像滤波处理装置利用二维图像滤波器或一维图像滤波器执行图像滤波处理。
在按照第十方面的X射线CT设备中，当经过图像重建的断层图像或者三维显示的图像、MPR显示的图像、MP显示的图像以及再投影显示的图像在监视器上显示时，垂直于监视器的方向或视线方向可以在某种程度上加以限制。因此，如果图像滤波器或自适应图像滤波器也是二维图像滤波器或一维图像滤波器，则可改善S/N并减少伪迹而无须降低垂直于三维显示图像、MPR显示图像以及作为二维图像在监视器上显示的MIP处理的图像中的每一个的方向上或者视线方向上的空间分辨率。
在第十一方面，本发明提供了一种X射线CT设备，其中在按照第二至第十方面任何一个的X射线CT设备中，图像滤波处理装置在所述图像被显示时随着要显示的图像的横截面方向的变化，动态地改变图像滤波处理。
在按照第十一方面的X射线CT设备中，当重建的断层图像或者三维显示的图像、MPR显示的图像、MIP显示的图像以及再投影显示的图像在监视器上显示而视线在不同方向上移动时，视线方向被跟踪且图像滤波处理在所有时间按照视线方向被动态地实施，从而可以把通过处理而在视线方向上的空间分辨率降低设定成使其无法识别。利用这种方法，可改善S/N并减少伪迹而无须降低空间分辨率。
在第十二方面，本发明提供了一种X射线CT设备，其中在按照第二至第十一方面任何一个的X射线CT设备中，图像滤波处理装置包括优化装置，用于在显示所述图像时优化三维图像的图像滤波处理的处理方向。
在按照第十二方面的X射线CT设备中，当重建的断层图像或着三维显示的图像、MPR显示的图像、MIP显示的图像以及再投影显示的图像在监视器上显示时，即使在受检者的三维图像以不同方向旋转时，也可搜索出总是与视线方向相匹配的优化方向，而且可应用二维图像滤波器，其中有效方向与优化方向匹配。因此可能改善S/N并减少伪迹而无须降低空间分辨率。
按照本发明的图像显示设备或X射线CT设备，可带来有利的效果，即能够实现一种X射线CT设备，其中X射线CT设备具有矩阵结构的二维X射线区域检测器，该矩阵结构典型地由多行X射线检测器或平板X射线检测器进行分类，当与该X射线CT设备以传统扫描(轴向扫描)、电影扫描，螺旋扫描、可变螺距螺旋扫描或螺旋往复扫描的连续的断层图像相对应的三维图像被以三维方式显示时，可以显示三维图像，其中从任一视线方向观看时S/N得到改进，伪迹被减少，而该三维图像的空间分辨率不降低。
附图说明
图1是表示按照本发明一个实施例的X射线CT设备的方框图。
图2是表示从xy平面观察时，X射线发生器(X射线管)和多行X射线检测器的说明图。
图3是表示从yz平面观察，X射线发生器(X射线管)和多行X射线检测器的说明图。
图4是描述受检者成像流程的流程图。
图5是表示按照本发明第一实施例的X射线CT设备的图像重建的示意性操作的流程图。
图6是表示预处理细节的流程图。
图7是描述三维图像重建过程的细节的流程图。
图8是表示重建区域上的线在X射线穿透方向上投影的状态的概念图。
图9是表示在X射线检测器表面上投影的线的概念图。
图10是表示投影数据Dr(视图，x，y)在重建区域上投影的状态的概念图。
图11是表示对应于重建区域上的各个像素的反投影像素数据D2的概念图。
图12是表示对应于所有视图上的像素，将反投影像素数据D2加在一起，从而获得反投影像素数据D3的状态的说明图。
图13是表示圆形重建区域上的线在X射线穿透方向上投影的状态的概念图。
图14是表示X射线CT设备的成像条件输入屏的示意图。
图15是表示通过z方向自适应图像滤波器在xz平面的MPR图像中的z方向造成模糊的示意图。
图16是描述应该要注意的像素和与之邻近的像素的示意图。
图17是表示MPR显示xz平面的视线方向的示意图。
图18(a)是表示自适应图像滤波器加到xy平面和xz平面中的每一个的MPR图像的方向的示意图，图18(b)是表示自适应图像滤波器加到倾斜切片上的MPR图像的方向的示意图。
图19是表示原始断层图像的典型图。
图20是表示断层图像的典型图，其中实现了噪声降低但不执行边缘存储。
图21是描述断层图像的典型图，其中实现了噪声降低并执行边缘存储。
图22是表示断层图像中应该注意的像素和与该像素相邻的区域的示意图。
图23是表示不存在特定结构的区域附近所研究的像素中一致的CT值分布的示意图。
图24是表示存在结构A和B的区域附近不一致的所研究的像素中CT值分布的实例1的示意图。
图25是表示存在结构C的区域附近不一致的所研究的像素中CT值分布的实例2的示意图。
图26是表示位于要注意的像素附近的区域的示意图。
图27是描述自适应噪声降低滤波器的操作的流程图，其中空间分辨率被保持或增强。
图28是表示在MPR显示图像平面的视线方向和一维方向上扩展的区域附近的所研究的像素的示意图。
图29是表示在MPR显示图像平面的视线方向和二维方向上扩展的区域附近的研究像素的示意图。
图30(a)是表示一维图像滤波器的区域附近的所研究的像素的示意图，图30(b)是表示二维图像滤波器的区域附近的所研究的像素的示意图，图30(c)是表示三维图像滤波器的区域附近的所研究的像素的示意图。
图31(a)是表示非对称一维图像滤波器的区域附近的所研究的像素的示意图，图31(b)是表示非对称二维图像滤波器的区域附近的所研究的像素的示意图，图31(c)是表示非对称三维图像滤波器的区域附近的所研究的像素的示意图。
图32是表示在MPR显示图像平面的视线方向和三维方向上扩展的区域附近的所研究的像素的示意图。
图33是表示三维显示图像的视线方向上的变化的示意图。
图34是表示MPR显示器的剖面转换视野方向上的变化的示意图。
图35是表示三维切片显示屏的实例的示意图。
具体实施方式
下面将通过附图所述的实施例进一步详细地说明本发明。顺便指出，本发明并不限于该实施例或被该实施例限制。
图1是表示按照本发明第一实施例的X射线CT设备的结构方框图。在图1中包含以下部分：(100 X射线CT设备，1操作控制台，2输入装置，3中央处理单元，5数据获取缓冲器，6监视器，7存储装置，10照相工作台，12支架，15旋转剖面，20扫描机架，21 X射线管，22X射线控制器，23准直器，24多行X射线检测器(或二维X射线区域检测器)，26旋转剖面控制器，27扫描机架倾斜控制器，28射束形成X射线滤波器，29控制控制器，30滑环)。该X射线CT设备100包括操作控制台1，成像或照相工作台10以及扫描机架20。
操作控制台1包括：输入装置2，形成或构成图像显示单元或装置并对应于从操作者接收输入的成像条件设定装置；中央处理单元3，包括图像重建装置并执行预处理、图像重建处理、后处理等，还包括图像滤波处理装置；数据获取缓冲器5，获取或收集通过扫描机架20获取的X射线检测器数据；监视器6，对根据预处理X射线检测器数据获得的投影数据进行重建所得的断层图像进行显示；以及存储装置7，其中存储程序、X射线检测器数据、投影数据和X射线断层图像。
成像或照相条件的输入是对应于成像条件设定装置从输入装置2输入的，并存储在存储装置7中。图14表示了成像条件输入屏幕的实例。
照相工作台10包括将受检者从扫描机架20的腔或孔载入或取出的支架12，受检者平躺在支架12上。支架12通过照相工作台10内置的电动机在照相工作台10上上升或直线移动。
扫描机架20包括对应于X射线产生器的X射线管21、X射线控制器22、准直器23、射束形成X射线滤波器28、多行X射线检测器24、DAS(数据获取系统)25、控制X射线管21等围绕受检者的体轴旋转的旋转部分控制器26、以及与操作控制台1和照相工作台10交换控制信号等的控制控制器29。这里，X射线控制器22、DAS25、旋转部分控制器26以及控制控制器29构成X射线数据获取装置。
射束形成X射线滤波器28配置有X射线滤波器，以便从指向对应于成像中心的旋转中心的X射线的方向来看厚度最薄，从而使朝向其外围部分增大厚度并能够进一步吸收X射线。因此，其身体部分形状接近圆形或椭圆形的受检者的身体表面可以较少地暴露于辐射源。从z方向来看，扫描机架20通过扫描机架倾斜控制器27向前或向后倾斜大约±30°左右。
对应于X射线发生器的X射线管21和多行X射线检测器24围绕旋转IC的中心旋转。假定垂直方向是y方向，则水平方向是x方向，工作台和支架的移动方向垂直于上述方向，即为z方向，X射线管21和多行X射线检测器24在其上旋转的平面是XY平面。而且，支架12在其上移动的方向对应于z方向。
图2和图3是表示从xy平面或yz平面来看，X射线管21和多行X射线检测器24的几何排列或布置的说明图。在图2中包含以下部分：(21 X射线管，28射束形成X射线滤波器，P重建区域，CB X射线射束(锥形射束)，24多行X射线检测器)。
X射线管21产生称为锥形束CB的X射线束。当锥形束CB中心轴的方向平行于y方向时，称为0°视角。
多行X射线检测器24具有X射线检测器行，从z方向来看，该X射线检测器行对应于例如256行。X射线检测器行的每一行具有X射线检测器通道，从通道方向来看，X射线检测器通道对应于例如1024个通道。
在图2中，从X射线管21的X射线焦点发射的X射线束的X射线剂量在空间上被射束形成X射线滤波器28以如下方式控制，即在重建区域或平面P中心辐射的X射线较多，而在重建区域P的外围部分辐射的X射线较少。此后，X射线被重建区域P内存在的受检者所吸收，而透过的X射线作为X射线检测器数据被多行X射线检测器24获取。
在图3中包含以下部分：(21 X射线管，23 X射线准直器，D旋转中心轴上的多行X射线检测器宽度，IC旋转中心轴，CB X射线束，BC射束中心轴，24多行X射线检测器)。在图3中，从X射线管21的X射线焦点发射的X射线束在断层图像的切片厚度方向上被准直器23控制，也就是说，X射线束以这样的方式被控制，即在旋转中心轴IC处X射线束的宽度变为D。这样，X射线被邻近旋转中心轴IC处存在的受检者所吸收，且透射的X射线作为X射线检测器数据被多行X射线检测器24获取。
施加上了X射线，于是从多行X射线检测器24获取的投影数据被DAS25进行A/D转换，接下来又经过滑环30被输入数据获取缓冲器5。输入数据获取缓冲器5的数据被构成图像重建装置的中央处理单元3根据存储在存储装置7中的相应程序所处理，使该数据被重建为断层图像，然后在监视器6上显示。顺便指出，中央处理单元3还包括图像滤波处理装置，并执行图像滤波处理，下面也将描述。
图4是表示按照本实施例的X射线CT设备的操作要点的流程图。
在步骤P1，受检者被放置在支架12上并进行对准。在放置在支架12上的受检者中，扫描机架20的切片发光中心位置与受检者的每个区域的参考点对齐。
在步骤P2，执行探测图像获取。尽管探测图像通常可在0°和90°被拍照，但在例如头部的情况下，只有90°的探测图像可能被拍照或成像，这取决于每个区域。探测图像的拍照细节将在下面描述。
在步骤P3，设定成像或照相条件。在成像条件下，成像通常在要拍照的断层图像的位置和大小显示在探测图像上时被执行。在这种情况下，对应于一个螺旋扫描、可变螺距螺旋扫描、螺旋往复扫描、传统扫描(轴向扫描)或电影扫描的整个X射线剂量信息被显示。当转数或时间被输入时，对应于输入其所研究的区域的转数或输入的时间的X射线剂量信息在电影扫描时显示。
在步骤P4，执行断层图像照相。断层图像照相的细节将在下面描述。
图5是示意性地表示本发明的X射线CT设备100的断层图像照相和探测图像照相的操作的流程图。
在步骤S1，在螺旋扫描时，在工作台作直线移动的同时，执行围绕受检者旋转X射线管21和多行X射线检测器24并实现对位于成像或照相工作台10上的支架12上的X射线检测器数据的数据获取的操作。然后，在螺旋扫描时执行恒速范围内的数据获取，从而将工作台的直线移动的z方向位置Ztable(视域)与以视角视域、检测器的行数j和通道数i表示的X射线检测器数据D0(视域，j，i)相加，并获取X射线检测器数据。
在可变螺距螺旋扫描或螺旋往复扫描时，除了恒速范围内的数据获取，还假定即使在加速和减速时也执行数据获取。
在传统扫描(轴向扫描)或电影扫描时，数据获取系统旋转一次或多次，而位于照相工作台10上的支架12被固定于给定的z方向位置，从而执行X射线检测器数据的数据获取。支架12被移至所需的下一个z方向位置，之后数据获取系统再次旋转一次或多次，以执行X射线检测器数据的数据获取。在探测图像照相时，在位于照相工作台10上的支架12被直线移动的同时执行固定X射线管21和多行X射线检测器24并执行X射线检测器数据的数据获取的操作。
在步骤S2，对X射线检测器数据D0(视域，j，i)执行预处理，以将其转换为投影数据。如图6所示，该预处理包括步骤S21的偏差修正、步骤S22的算法转换、步骤S23的X射线剂量修正和步骤S24的灵敏度修正。
如果预处理的X射线检测器数据在探测图像照相时被显示，而这时通道方向上的每个像素的大小和对应于支架直线移动方向的z方向上的像素大小与监视器6的显示像素大小一致，则X射线检测器数据就像相应的探测数据那样是完整的。
在步骤S3，实施对预处理的投影数据D1(视域，j，i)的射束硬化(hardening)修正。假定在步骤S3的射束硬化修正时，受到预处理S2的灵敏度修正S24的投影数据被定义为D1(视域，j，i)，而步骤S3的该射束硬化修正之后的数据被定义为D11(视域，j，i)，则步骤S3的该射束硬化修正以例如通过如下方程式(1)给出的多项式的形式表示。
[方程式1]
D11(视域，j，i)＝D1(视域，j，i)·(B0(j，i)+B1(j，i)·D1(视域，j，i)+B2(j，i)·D1(视域，j，i)2)(1)
由于此时对于每j行检测器执行单独的射束硬化修正，因此如果各个数据获取系统的管电压的成像条件不同，则为每行设置的检测器的X射线能量特征之间的差别可以被修正。
在步骤S4，在z方向(行方向)上进行滤波的z滤波褶积处理作用于受到射束硬化修正的投影数据D11(视域，j，i)。也就是说，在每一视角和每一数据获取系统的预处理之后，受到射束硬化修正的多行X射线检测器D11(视域，j，i)的投影数据(其中i＝1至CH，j＝1至ROW)通过滤波在行方向上被倍乘，其中下列方程式(2)和(3)中表示的这种行方向滤波的规模例如为五行。
[方程式2]
(w1(i)，w2(i)，w3(i)，w4(i)，w5(i))                    (2)
其中
[方程式3]
Σ k = 1 5 w k ( i ) = 1 - - - ( 3 )
经修正的检测器数据D12(视域，j，i)以如下方程式(4)的形式给出：
[方程式4]
顺便指出，假定通道的最大值为CH，行的最大值为ROW，则下列方程式(5)、(6)成立。
[方程式5]
D11(视域，-1，i)＝D11(视域，0，i)＝D11(视域，1，i)             (5)
[方程式6]
D11(视域，ROW，i)＝D11(视域，ROW+1，i)＝D11(视域，ROW+2，i)    (6)
如果行方向滤波系数在每个通道中变化，则可以根据到图像重建中心的距离来控制切片厚度。在断层图像中，其外围部分的切片厚度通常变为大于其重建中心的切片厚度。因此，当行方向滤波系数在中心部分和外围部分变化，且行方向滤波系数在中心通道的邻近的宽度有很大变化而在外围通道邻近的宽度变化很小时，即使在外围部分和图像重建中心，切片厚度也可一致地相互靠近。
以这种方式控制多行X射线检测器24的中心通道和外围通道的行方向滤波系数使得在中心部分和外围部分控制切片厚度也成为可能。通过每次行方向滤波来稍微加大切片厚度，会对伪迹或噪声产生大范围的改善。这样，也可控制伪迹的改善程度和噪声的改善程度。也就是说，有可能控制三维方式的图像重建CT或断层图像，即xy平面上的图像质量。根据另一实施例，具有薄的切片厚度的断层图像也可通过设定行方向(z方向)去褶积滤波系数而实现。
在步骤S5，执行重建函数褶积处理。也就是说，对投影数据进行傅立叶变换，并乘以重建函数，然后对其进行反傅立叶变换。假定在重建函数褶积处理S5时，z滤波褶积处理之后的数据被定义为D12，重建函数褶积处理之后的数据被定义为D13，褶积重建函数被定义为Kernel(j)，重建函数褶积处理S5由如下方程式(7)给出：
[方程式7]
D13(视域，j，i)＝D12(视域，j，i)*Kernel(j)                  (7)
也就是说，由于独立的重建函数褶积处理可以对检测器的每j行被执行，因此重建函数Kernel(j)能对每行修正噪声特征和空间分辨率特征之间的差异。
在步骤S6，三维反投影处理作用于受到重建函数褶积处理的投影数据D13(视域，j，i)，以确定反投影数据D3(x，y，z)。经过图像重建的图像是在垂直于z轴的xy平面上以三维方式的图像重建的。假定下面所示的重建区域或平面P平行于该xy平面。后面将参照图5说明三维反投影过程。
在步骤S7，包括图像滤波褶积、CT值变换等的后处理作用于反投影数据D3(x，y，z)，从而获得CT或断层图像D31(x，y)。假定在后处理中的图像滤波褶积处理时，三维反投影之后的断层图像被定义为D31(x，y，z)，图像滤波褶积之后的数据被定义为D32(x，y，z)，对应于断层图像平面在xy平面上进行褶积的二维图像滤波被定义为Filter(z)，则下列方程式(8)成立。
[方程式8]
D32(x，y，z)＝D31(x，y，z)*Filter(z)                         (8)
也就是说，由于可以对每j行检测器执行独立的图像滤波褶积处理，因此可能修正每一行的噪声特征和空间分辨率特征之间的差别。另一选择是，下面所示的图像空间z方向滤波褶积处理可在二维图像滤波褶积处理之后执行。图像空间z方向滤波褶积处理可在二维图像滤波褶积处理之前执行。另外，执行三维图像滤波褶积处理可以带来这样的效果，即共享二维图像滤波褶积处理和图像空间z方向滤波褶积处理。
假定在图像空间z方向滤波褶积处理时，受到图像空间z方向滤波褶积处理的断层图像被定义为D33(x，y，z)，受到二维图像滤波褶积处理的断层图像被定义为D32(x，y，z)，则下列方程式成立：
[方程式9]
D 32 ( x , y , z ) = Σ i = - 1 l D 32 ( x , y , z + i ) · v ( i ) - - - ( 9 )
其中v(i)以图像空间z方向滤波系数的形式变为下列系数行，其中z方向上的宽度为2l+1。
[方程式10]
v(-1)，v(-1+1)，……，v(-1)，v(0)，v(1)，……，v(1-1)，v(1)    (10)
在螺旋扫描时，图像空间滤波系数v(i)可以是独立于z方向位置的图像空间z方向滤波系数。但是，当从z方向上来看检测器宽度较大的二维X射线区域检测器或多行X射线检测器24被具体使用时，如果根据z方向上X射线检测器的行的位置，图像空间z方向滤波系数v(i)是作为每个图像空间z方向滤波系数而给出的，则在传统扫描(轴向扫描)或电影扫描时，可根据各个断层图像的行位置对图像空间z方向滤波系数v(i)受到仔细调整。因此，这是更加有效的。最终的断层图像显示在监视器6上。
图7是描述三维反投影过程(图5的步骤S6)的细节的流程图。在本实施例中，要重建的图像是对应于与z轴垂直的平面在xy平面上按三维方式重建的。假定下列重建区域P平行于xy平面。
在步骤S61，对所有视图其中之一(即对应于360°的视图或对应于“180°+扇形角”的视图)给予关注，这些视图对于断层图像的图像重建是必要的。对应于重建区域P的各个象素的投影数据Dr被提取。
在图8中包含以下部分：(图8(a)：21 X射线管，图8(b)：21 X射线管，P重建区域，24多行X射线检测器)。如图8(a)和图8(b)所示，平行于xy平面的512×512像素的正方形区域被假定为重建区域P。另外，像素行L0平行于x轴y＝0，y＝63的像素行L63，y＝127的像素行L127，y＝191的像素行L191，y＝255的像素行L255，y＝319的像素行L319，y＝383的像素行L383，y＝447的像素行L447，y＝511的像素行L511被用作为例子。如果在X射线穿透方向上通过将这些像素行L0至L511投影在多行X射线检测器24的平面上获得的线T0至T511上的投影数据如图9所示被提取(在图9中包含多行X射线检测器24)，则它们产生像素行L0至L511的投影数据Dr(视域，x，y)。但是，x和y对应于断层图像的各个像素(x，y)。
X射线穿透方向是根据X射线管21、各个像素和多行X射线检测器24的X射线焦点的几何位置而确定的。然而，由于X射线检测器数据D0(视域，j，i)的z坐标z(视域)是已知的，它作为工作台直线移动z方向位置Ztable(视域)被叠加在X射线检测器数据上，即使在X射线检测器数据D0(视域，j，i)加速或减速的情况下，X射线穿透方向也能在X射线焦点和多行X射线检测器的数据获取几何系统中被精确地确定。
顺便指出，通过在X射线穿透方向上将例如像素行L0投影至多行X射线检测器24的平面上而获得例如线T0的情况下，从通道方向来看，当某些线位于多行X射线检测器24以外时，相应的投影数据Dr(视域，x，y)被设定为“0”。从z方向来看，当某些线位于多行X射线检测器24之外时，相应的投影数据Dr(视域，x，y)通过外插确定。这样，如图10所示，对应于重建区域P的相应像素的投影数据Dr(视域，x，y)能被提取。
再参照图7，在步骤S62，将投影数据Dr(视域，x，y)乘以锥形束重建加权系数，以产生投影数据D2(视域，x，y)，如图11所示。这里，锥形束重建加权系数w(i，j)将是如下所述的那样。通常，在扇形束图像重建的情况下，当在视域(view)＝βa的重建区域P(xy平面)上连接X射线管21和像素g(x，y)的焦点的直线与X射线束的中心轴Bc形成的角度被假定为γ，并且其相对的视域被假定为视域(view)＝βb时，它们的关系如下列方程式(11)所示。
[方程式11]
βb＝βa+180°-2γ                                      (11)
假定穿过重建区域P上的象素g(x，y)的X射线束和其相对的X射线束与重建平面P形成的角度分别被假定为αa和αb时，它们被乘以取决于这些的锥形束重建加权系数ωa和ωb，并将其相加，以确定反投影像素数据D2(0，x，y)。在这种情况下，以下列方程式(12)的形式给出。
[方程式12]
D2(0，x，y)＝ωa·D2(0，x，y)_a+ωb·D2(0，x，y)_b      (12)
其中D2(0，x，y)_a：视域βa的反投影数据，
D2(0，x，y)_b被假定为视域βb的反投影数据。
顺便指出，对应于相互面对的射束的锥形束重建加权系数的总量由如下方程式(13)表示：
[方程式13]
ωa+ωb＝1                                              (13)
连同锥形束重建加权系数ωa和ωb的乘法的上述加法使锥形角伪迹减小。例如，由以下方程式确定的值可用作锥形束重建加权系数ωa和ωb。顺便指出，ga表示视域βa的加权系数，gb表示视域βb的加权系数。
当1/2扇形束角被假定为γmax时，由方程式(14)至(19)给出的下列关系式成立：
[方程式14]
ga＝f(γmax，αa，βa)                                (14)
[方程式15]
gb＝f(γmax，αb，βb)                                (15)
[方程式16]
xa＝2·gaq/(gaq+gbq)                               (16)
[方程式17]
xb＝2·gbq/(gaq+gbq)                               (17)
[方程式18]
wa＝xa2·(3-2xa)                                     (18)
[方程式19]
wb＝xb2·(3-2xb)                                     (19)
(其中例如q＝1)
假定最大值[……]被定义为采用或取例如ga和gb中较大值的函数，则ga和gb由如下方程式(20)和(21)给出。
[方程式20]
ga＝max[0，{(π/2+γmax)-|βa|}]·|tan(αa)|          (20)
[方程式21]
gb＝max[0，{(π/2+γmax)-|βb|}]·|tan(αb)|          (21)
扇形束图像重建的情况下，重建区域P上的每个像素进一步乘以距离系数。假定从X射线管21的焦点到对应于投影数据Dr的多行X射线检测器24的每个检测器行j和通道i的距离为r0，从X射线管21的焦点到对应于投影数据Dr的重建区域P上的每个像素的距离为r1，则该距离系数为(r1/r2)2。
在平行射束图像重建的情况下，重建区域P上的每个像素可以单独乘以锥形束重建加权系数w(i，j)。
在步骤S63，如图12所示，投影数据D2(视域，x，y)与被预先清零的其相应的与每个像素相关联的反投影数据D3(x，y)相加。
在步骤S64，相对于所有在重建断层图像的图像重建所必要的视域(即对应于360°的视域或对应于“180°+扇形角”的视域)重复步骤S61至S63，以获得反投影数据D3(x，y)，如图12所示。顺便指出，重建区域P可被设为圆形区域，其直径为512像素，无须将其设为512×512像素的方形区域，如图13(a)和13(b)所示。在图13中包含以下部分：(图13(a)：21 X射线管，P重建区域，图13(b)：21 X射线管，P重建区域，24多行X射线检测器)。
基于上述图像重建方法，与z方向垂直的xy平面上的每个断层图像可被连续重建，z方向对应于照相工作台10或支架12的移动方向。通过在z方向上连续地作为三维图像的断层图像，一个产生二维图像的图像可通过三维显示方法显示在监视器6上，该方法用于以三维体积绘制表示(volume renderingrepresentation)三维显示的图像，MPR显示的图像，MIP显示的图像，再投影显示的图像等。
当通过上述各种方法将三维图像设定成二维图像时，视线方向一直存在并且该图像在该方向上被处理，以便形成二维图像，随后显示在监视器6上。也就是说，监视器6的深度方向对应于视线方向。
从视线方向来看，即使当图像在深度方向上的空间分辨率降低时，也很难察觉到该空间分辨率。即使例如在一个其图像是透明的并且在MIP显示或反投影显示的深度方向上看到的情况下，也很难察觉到深度方向上的图像的空间分辨率的降低。如果采用一种方法，该方法不在如MPR显示或三维体积绘制显示的深度方向上看图像，那么从深度方向上看，仍然很难识别图像的空间分辨率的降低。在本实施例中，这是一个要点。
利用三维图像的基于显示器的特征(该三维图像被降低至显示在二维监视器6上的二维图像)，噪声降低和伪迹减少将考虑。通常，在xy平面上重建的断层图像能够通过在对应于z方向的切片方向上应用平滑滤波以减小噪声和伪迹。在图17的示例中，在基于在z方向上的连续的断层图像的三维图像的xz平面被MPR显示时，视线方向其结果就是y方向。在这种情况下，例如由于未在x方向和z方向上应用平滑滤波，因此即使只在y方向上应用一维平滑滤波，只要被观看的是xz平面，则在y方向上由一维平滑滤波产生的空间分辨率的降低不会在视线方向上被认出。
同样，如图18(a)所示，当观看xy平面时，如果自适应图像滤波或平滑滤波应用在z方向上，则不在x方向和y方向上应用平滑滤波器。因此，如果观看的是xy平面，就不能从视线方向认出空间分辨率的降低。
如果在y方向应用自适应图像滤波器或平滑滤波器，则当观看的是xz平面时，在x和z方向不实施平滑滤波。因此，只要见到的是xz平面，空间分辨率的降低不能从视线方向认出。另外，如图18(b)所示，当看到的是倾斜部分时，如果自适应图像滤波器或平滑滤波器应用在垂直于倾斜部分的方向上，则不在平行于倾斜部分的方向上施加平滑滤波器。因此，只要看到的是倾斜部分，空间分辨率的降低就不能从视线方向上认出。
通过不利用无源滤波而利用自适应滤波无须降低空间分辨率的噪声和伪迹的减小现在已成为现实。尽管本实施例已经描述了利用自适应滤波器的实例，然而即使在无源滤波的情况下，也能获得类似的有利效果。
通过实例的方式，考虑在图16所示的无源图像滤波器的实例1中，如图18所示，当取出一个对应于三维图像的给定部分的3×3×3的局部区域时，对中心为所研究的像素和位于该所研究的像素附近的3×3×3的范围内的26个像素(3×3×3-1＝26)的相邻像素执行无源三维图像滤波，则例如1/27的滤波系数被附加于所有所研究的像素和位于该所研究像素附近的3×3×3的范围内的26个像素(3×3×3-1＝26)的相邻像素。在这样做时，实现了三维图像滤波，其中相当于26个相邻像素和所研究的像素的27个像素的平均值被附加于该研究的像素。在图16的实例2所示的无源图像滤波中，相当于相邻像素和所研究的像素的19个像素的平均值被插入所研究的像素。在图16的实例3所示的无源图像滤波中，相当于相邻像素和所研究的像素的7个像素的平均值被插入所研究的像素。
在后面描述的第一实施例所示的有源自适应滤波中，掌握其局部图像特征并执行形状检测，在每个区域中可以根据形状检测减小噪声。
通常，当应用平滑滤波或其类似方式时，可使噪声减小，但空间分辨率降低。为了执行噪声消除和不降低空间分辨率的噪声减小，理想情况是对图像中对象的形状和其对象区域进行确定并识别，或者对对象的边界、其轮廓、对象区域和其边缘进行检测，以便能消除噪声，而同时对象的轮廓和边缘被存储而不受到损坏。
下述第一、第二和第三实施例分别为表示自适应噪声消除滤波和自适应噪声降低滤波的实例，噪声降低滤波应用于视线方向和深度方向的实例，以及视线方向改变时动态噪声降低滤波的实例。
第一实施例：表示自适应噪声消除滤波和自适应噪声降低滤波的实例。
第二实施例：表示当显示三维图像时，自适应噪声降低滤波应用于深度方向的实例。
第三实施例：表示在显示三维图像时，当视线方向改变时，动态噪声降低滤波的实例。
(第一实施例)
在第一实施例中，下面将描述表示自适应噪声消除滤波和自适应噪声降低滤波的实施例，它不会降低图像分辨率。本实施例表示了图像滤波原则上能够同时实现对X射线CT设备的S/N和噪声的改善以及伪迹的减少，而不降低空间分辨率。
作为其基本思想对每个像素采取边缘检测的同时，要识别其所研究的像素和相邻像素的区域中的各个像素是否为结构或噪声。这样就可能同时有效地执行空间分辨率和平滑的存储的对立(contradictory)处理，使具有高频分量的部分被保留，而噪声部分被平滑。
作为特别的效果，X射线CT设备在下述情况下是有效的，即当X射线管的电流值降低从而使X射线的辐射减小时，对受检者的X射线的辐射减小。但是，图像的S/N减少，噪声增大，从而引起X射线CT设备的断层图像的诊断性能降低。为了改善这一点，即使当减小X射线管的电流以减小X射线剂量时，实现减小噪声的图像滤波也是有效的。如果断层图像中的结构的空间分辨率可进一步保持或改善从而提供增强或强化，则断层图像的诊断性能能够增强和变得更有效。
根据这一背景，已经提出了各种方法，每一种都保留或增强了断层图像的结构的形状并只降低了噪声。在许多方法中包括这样一些方法，其中每一种方法都观察其形状的连续性并增强或降低在频率空间上给定的特殊频率数据。其形状检测算法对于图像中的任何结构都是恒定的。还没有掌握图像的特征并进一步有效而高效地降低噪声的实践。
基于上述背景，第一实施例表示了图像滤波的算法，该算法动态地执行形状检测，以便适应每个图像的特征。
原始断层图像首先在图19中表示。在本实施例中，由于图像背景的空气区域中的噪声，肺区中的气管和血管不能被确切地反映，并很难识别。图20表示这样的图像，其中从图19所示的图像中减少了噪声。然而，图20表示这样的实例，其中进行了没有执行实施边缘检测的形状识别的平滑化。在该实例中，末端部分等精细的结构部分(例如例如气管和血管)同时因噪声的降低而被模糊化，而且空间分辨率降低，从而常常丢失精细的结构信息。另外，图21所示的实例表示了噪声降低的情况，其中同时执行边缘检测和边缘增强。这种边缘增强的平滑使其可能锐化甚至精细的结构部分并同时降低噪声。
下面考虑现有技术中所述的实例(其中同时执行这种边缘增强、边缘锐化和噪声平滑)，考虑下面所示的(1)每个形状的连续性和(2)频率空间的处理。
(1)考虑下述情况，其中在边缘检测时检查形状的连续性。当注意到的邻近给定像素的像素显示出有类似图像特征数量的趋势时，把它们识别为形状上是相同的，并在像素之间进行平滑处理。在通过X射线CT设备获得的断层图像中，例如CT值或其标准偏差等被视为其图像特征数量。如果发现图像特征数量不是其每一个都具有类似趋势的结构时，则执行锐化处理。然而在这种情况下，要考虑关于如何规定显示类似图像特征数量趋势的问题，以及如何根据成形的受检者的类型来规定显示类似图像特征数量趋势的问题。当具有显示类似图像特征数量的趋势的受检者表现出不连续性(其中可看到每个形状的连续性)时，则在不连续的受检者之间不能进行平滑处理。
(2)考虑这样的情况，其中以频率空间代替图像，而特定频率的分量被增强或被平滑。在这种情况下，存在这样的技术难题，其中任一频率分量应该被识别为形状或噪声的变化。尽管例如超过奈奎斯特频率也可被视为噪声分量，如果超过奈奎斯特的频率分量被不连续地移除的话，则人为的伪迹会在图像上出现。伪迹例如条纹并不一定限制为高于奈奎斯特的频率。也存在这样的可能性，即形状改变的频率也处在奈奎斯特范围内或更高。这样，很难规定奈奎斯特或其他所有噪声。对频率空间的处理使其很难以令人满意的精度对边缘存储进行平滑处理。
在第一实施例中，考虑X射线CT设备的断层图像，其CT值对应于作为基准或参考的像素值。第一实施例的特征将在下面的几个层次来描述。断层图像、关注的图像和这时的所研究的像素的邻近区域如图22所示而给出。
在第一实施例中，边缘形状识别的判断准则根据所研究的像素和其邻近区域的图像特征数量而动态改变。对应于像素值的CT值的标准偏差值被视为其判断准则。
通过动态改变边缘识别准则，即以这种方式，按照所研究的像素和其邻近区域的图像特征数量，作为参考的标准偏差值锐化或滤波的准则，平滑处理在噪声降低很小的部分处被抑制，且平滑的变坏的作用被抑制。这就是说，尽管边缘形状识别将在下面描述，由于平滑程度变得非常小的情况下，容易存储该边缘。另一方面，平滑处理在噪声大的部分被增强，以获得降低噪声的效果。这样，由于空间分辨率降低，基于噪声或噪声大的部分的伪迹的变坏的作用，高清晰度的形状不能按原始方式被识别，仅能观察到由低频率分量表示的结构。因此，即使平滑处理得到某种程度增强，对应于该结构的边缘劣化的变坏作用也会减小。
同样，即使对于锐化，边缘识别的判断准则，即锐化和平滑的判断准则是根据一个按照所研究的像素及其邻近区域的图像特征作为参考的标准偏差值而动态地改变的。结果，在被判断为存在边缘的地方执行增强处理。另一方面，当判断该边缘不存在时，不进行增强处理。这样，由于增强处理的变坏作用的噪声不会提高。由于以这种方式判断该边缘存在的情况被设定从而不认为是噪声，因此不与前述的噪声平滑处理相矛盾。
作为特定的边缘形状识别方法，处理区域中每个像素的标准偏差值或具有作为变量的标准偏差值的函数值被确定，一个门槛值可根据标准偏差值确定，并且平滑处理要对处在门槛值以内的作为类似结构的像素实施。这样，由于平滑程度是基于标准偏差值确定的，平滑在噪声低的部分减弱，在噪声高的部分增强。如果采取这种处理，则即使在不连续像素的情况下，也可能检测包含类似形状受检者的像素，并实施其上的平滑处理，其中该像素是基于与像素值及其标准偏差值对应的CT值而被识别的。
然而，当位于处理区域内的标准偏差值被简单地确定时，不可能判断或确定噪声是否升高、标准偏差值是否为高、或者由于结构包括在处理区域中，标准偏差值是否为高。如果由于该结构被包含在内而使标准偏差值变高，且基于高标准偏差值而设定高门槛值，而且作为结果，平滑处理被增强，则关于该结构的信息最终会丢失。为了避免这种情况，要确定位于处理区域范围内的局部标准偏差值，并进行形状识别，以识别位于处理区域范围内的标准偏差值是否与基于噪声的标准偏差值相对应或与基于该结构的标准偏差值相对应。
上述局部标准偏差值被确定，同时处理区域内的全局标准偏差值也被确定。当局部标准偏差值充分小于全局标准偏差值时，可以判断该结构存在于处理区域中。利用上面确定的作为参考的门槛值来识别结构中不同的像素，且对这些像素进行增强处理。
图27表示按照第一实施例的自适应噪声降低滤波操作的简单流程图，其中空间分辨率被维持或增强。按照该流程图，处理按下列顺序执行。
在步骤E1，读取关于相邻区域的每个研究像素的数据。
在步骤E2，以升序存储像素值。
在步骤E3，确定在每个处理区域中对应于全部标准偏差值的全局标准偏差值。
在步骤E4，确定对应于局部标准偏差值的最小标准偏差值。对应于局部标准偏差值的数据大小的最小标准偏差区域可作为一个参数来调整。当没有特定的结构同时存在于相邻像素和其相邻像素区域的范围内时，在该处理区域中存储数据的分配被视为采取这种单调增加的形状，而不具有特定的平坦部分，如图23所示。另一选择是，该分配作为一个整体上是平坦的图形。然而，这被视为图23的倾角很小的情况。如果此时对应于局部标准偏差值的数据大小的最小标准偏差区域设为处理区域的数据大小的大约1/3，则全部标准偏差值和最小标准偏差值之间的差异被视为图23所示的差异的三倍左右。
在步骤E5，当特定结构相反地存在于处理区域时，位于如图24或图25所示被分类的处理区域内的数据分配被视为分割成其趋势为特定平坦部分和倾斜的部分。然而，当考虑到结构是否存在于一些部分(在这些部分中，通过这些曲线所观察到的该CT值要发生转变)中时，会考虑到这样的可能性，即该结构实际上仍然存在于转变部分中。但是，当局限于局部处理区域内时，该结构仍然被视为如图24或图25所示的存在该结构的数据分配的平坦部分。如果考虑到例如图26所示的这种局部处理区域，则空气部分也可根据其背景而被分为肺区和空气中的气管/血管两个结构，在该背景中空气部分在本实例中被视为结构。气管/血管和空气部分被视作可被分别分割为CT值的两个平坦的柱状图分布。当在倾斜部分观察柱状图分布的倾斜部分的图像时，由于CT值的柱状图分布典型地不是平的，因此不能详细观察其噪声。由于在噪声中可相反地容易观察到根据CT值的典型是平坦的数据分布的结构，这些平坦部分被聚焦或关注并要被用于处理。
这样，平坦的局部标准偏差值被定义为最小标准偏差值。这样，当每个结构存在于处理区域中或不存在于其中时，局部最小标准偏差值有很大的不同。换言之，存在于处理区域的该结构可根据最小标准偏差值相互区别。
然而，全局标准偏差值和最小标准偏差值被相互比较，以便更精确地确定处理区域中每个结构的存在。如果全局标准偏差值的数据尺寸被设为上述数据大小的大约1/3且在处理区域中存在该结构，则全局标准偏差值和最小标准偏差值有很大的不同，如图24和图25所示。以这种方式比较全局标准偏差值和最小标准偏差值使其可能判断对应的结构是否存在于处理区域。
代表该结构是否存在于上述处理区域的程度的指标被确定为形状特征值。形状特征值根据全局标准偏差值和最小标准偏差值之间的比率算出。
在步骤SE6，最小门槛值和最大门槛值根据上述确定的最小标准偏差值确定。通过将最小标准偏差值例如乘以可调整的系数，其门槛值被确定。此时，门槛值的数目可以是一个或三个或多个，而不是固定为两个。
利用以上述方式确定的形状特征值，判断增强处理或平滑处理是否要对处理区域的每个像素实施。当执行增强处理时，最大门槛值进一步与其比较。如果它大于门槛值，则像素被识别为具有不同形状的受检者，并且确实增强(锐化)处理的加权系数。
利用以上述方式确定的最小门槛值和最大门槛值，处理区域中图像平滑的加权系数被确定。例如，与位于最小门槛值范围内的每个像素相关的加权系数被设定为1，与位于最大门槛值范围内的每个像素相关的加权系数被设为0.5，超过最大门槛值的加权系数被设为0.0。另一选择是，还可以考虑制定计算方程式并这样来确定加权系数的方法，以使得按照门槛值而逐渐变化。这样，位于给定的恒定CT值范围内的像素根据最小标准偏差值被判断为属于相同结构，并在彼此相同的结构的像素之间执行平滑化。当通过与最大门槛值相比较来确定某种程度或更大程度的差异存在，且因形状特征值而存在不同的结构时，执行锐化的增强处理的加权系数被加以确定。
在步骤E7，相应的加权系数值被归一化，以使总数为1.0。
在步骤E8，平滑以这种方式在被视为相同结构的像素之间执行以便改善噪声。另外，在不同结构的像素之间执行增强处理，以使其可能在该结构之间更多地锐化边界，并执行边缘增强。由于此时的平滑和锐化是根据处理区域的图像特征数量动态进行的，因此可实现有效和高效的处理。
在步骤E9，确定对断层图像中该区域的处理是否被完成。如果回答是是，则处理结束。如果回答是否，则处理返回步骤E1。作为在第一实施例中获得的效果，可能保留并改善X射线CT设备的断层图像中每个结构的空间分辨率，并降低噪声。结果，即使X射线辐射量减少，也可获得类似于传统断层图像的噪声的断层图像。结果，可减少对受检者的X射线辐射量。
由于噪声降低的平滑和增强分辨率的增强处理能够动态地变化，因此平滑的程度减小较少，而同时结构的分辨率在局部处理区域中增强，这些局部区域是没有必要执行噪声降低的。相反，在如此的噪声大的部分包含条纹和伪迹，平滑的程度要增强，因而噪声降低的程度增大。这样，由于详细的结构在噪声大的部分最初被破坏，因此，即使滤波的程度被增强至某种程度，对空间分辨率的变坏作用也不大。作为另一个作用，被识别为噪声的条纹也可减少。
尽管在本实施例中是利用二维图像主要执行了形状识别，该二维图像是作为断层图像的一层，但也可图像作为断层图像的多层实现三维图像的形状识别。当利用三维图像以这种方式进行形状识别时，要考虑可根据大量信息而更精确地执行形状识别。
另外，也可发展第一实施例的思想以便用于一般的活动图像。例如，一般的二维图像的多层可相对于时基而被观察或监视，并且它们的形状可被识别。图像中静止的部分可移除噪声，同时其形状的分辨率得以改善，而运动部分如果作为时间基准上的多个图像，则噪声很高，所以要增强平滑处理。然而由于运动部分中原先人眼可识别的分辨率很低，即使通过平滑处理的增强而规定平滑图像，也被感觉为或识别为噪声很低。同时，一个运动被减小得较少的部分则被锐化和平滑，并易于实现图像质量的改善。这样，即使在一般的运动图片上，第一实施例也可动态地实现形状识别、边缘增强以及平滑，并可执行更有效和高效的图像处理。
对于传统的边缘增强和噪声平滑的图像处理，考虑了遵守由其边缘组成的结构或基于频率的操作的连续性。但是，其平滑的保留或增强程度不会动态地变化。由于在第一实施例中其锐化和滤波的增强是动态地变化的，因此根据局部处理区域可有效地执行结构锐化和噪声降低。结果，当考虑将传统边缘增强和噪声平滑设定为与传统相同的程度时，与传统相比，在噪声高的部分噪声可被有效地降低。由于包括伪迹例如条纹的部分被识别为高噪声，因此即使产生条纹减少的效果时也存在新颖性。
(第二实施例)
第一实施例已经显示了这样的实施例，其中表明了自适应噪声消除滤波器和不降低空间分辨率的自适应噪声降低滤波器。第二实施例将表示这样的实例，其中不降低其空间分辨率的自适应噪声降低滤波器在显示三维图像时应用于深度方向和视线方向。
在第一实施例中已经考虑了图16所示的这种相邻像素。然而由于相邻像素区域在x、y和z方向上延伸，因此该作用不仅限于视线方向，而且还被均匀地带到x、y、z方向。例如，图28表示MPR显示图像平面，其中连续断层图像的三维图像被进行剖面转换(section-transform)。当从前面观察MPR显示图像平面时，视线方向指向垂直于MPR显示图像平面的方向。在这种情况下，邻近所研究的像素的区域平行于视线方向。
取所研究的像素和与所研究的像素相邻的区域为垂直于MPR显示图像平面，例如图28所示。图30(a)表示了这样的实例，其中表示提供一个所研究的像素和八个相邻像素时的一维滤波器的所研究的像素相邻区域。如第一实施例所述，可实现一种自适应滤波器，用于保持或增强这种空间分辨率，并降低研究像素相邻区域噪声。将一维滤波器与MPR显示图像的所有像素褶积，可使噪声降低，并保持或增强空间分辨率。
由于在这种情况下仅在视线方向上执行像素平滑，因此像素仅在与平行于视线的方向对应的深度方向上变模糊，而不在与视线不平行的方向上变模糊。也就是说，像素的模糊不能被人眼识别。顺便指出，甚至当相对于所研究的像素的相邻区域采用另一数目的像素而不利用八个像素时，也可预期类似的效果。
从视线方向上看，所研究的像素相邻区域不必设置为前后对称。甚至当它们被设为不对称时，也可期望类似的效果。图31(a)显示了这样的实例，其中表示不对称的一维滤波器的所研究的像素相邻区域。
图28显示了一维滤波器的实例，而图29接下来显示了二维滤波器的实例。图29表示MPR显示图像平面，其中连续断层图像的三维图像以类似图28的方式被进行剖面转换。当从前面观察MPR显示图像平面时，视线方向指向垂直于MPR显示图像平面的方向。在这种情况下，邻近研究像素的区域与视线方向平行。
取研究像素和二维相邻区域为垂直于MPR显示图像平面，例如图29所示。图30(b)表示了这样的实例，其中表示提供一个研究像素和二维延伸的18个(＝3×3×2)相邻像素时的二维图像滤波器的所研究的像素相邻区域。
顺便指出，由于位于MPR显示图像表面的像素在这种情况下被显示，位于该表面之后或之前的层的像素不会显示。因此，甚至当位于该表面之后或之前的该层的像素，或位于该后一层的更后或之前的层的像素被用于降低噪声时，位于MPR显示图像表面的每个像素的空间分辨率不会丢失。因此，二维延伸的所研究的像素相邻区域有效地作用于该表面之后的层或其内层，或该表面之前的层以及位于其前方的层。
自适应滤波器可以这样实现，即如第一实施例所述，它保持或增强该空间分辨率，并降低所研究的像素相邻区域的噪声。将二维图像滤波器与MPR显示图像的所有像素褶积，能使噪声随空间分辨率的保留或增强而降低。
在这种情况下，像素平滑仅作用于所研究的像素相邻区域，该区域在视线方向上和MPR显示图像的表面之后的层或其内层中在二维上延伸，或者在该表面之前的层以及位于其前方的层中在二维上延伸。因此，像素仅在深度方向上变模糊，该深度方向与平行于视线的方向对应，而在不平行于视线的方向上不会变模糊。也就是说，像素的模糊不会被人眼识别。
顺便指出，甚至当相对于所研究的像素的相邻区域采用另一数目的像素而不利用18个像素时，也可期望得到类似的效果。从所研究的像素作为中心的视线方向上看，所研究的像素相邻区域不必设置成前后对称。甚至当它们是不对称地设置时，也可期望类似的效果。图31(b)显示了这样的实例，其中表示不对称的二维滤波器的所研究的像素相邻区域。
图28显示了一维滤波器的实例，图29显示了二维滤波器的实例，而图32接下来显示了三维图像滤波器的实例。图32表示MPR显示图像平面，其中连续断层图像的三维图像以类似图29的方式被剖面转换。当从前面观察MPR显示图像平面时，视线方向指向垂直于MPR显示图像平面的方向。在这种情况下，邻近于所研究的像素的区域与视线方向平行。所研究的像素和三维相邻区域垂直于MPR显示图像平面，例如图32所示。图30(c)表示了这样的实例，其中表示在提供一个所研究的像素和三维延伸的54个(＝3×3×3×2)相邻像素时的三维图像滤波器的所研究的像素相邻区域。
顺便指出，由于位于MPR显示图像表面的像素在这种情况下被显示，位于该表面之后或之前的层的像素不被显示。因此，甚至当位于该表面之后或之前的该层的像素，或位于该后一层的更后或之前的层的像素被用于降低噪声时，位于MPR显示图像表面的每个像素的空间分辨率不会丢失。因此，三维延伸的研究像素相邻区域有效地作用于该表面之后的层或其内层，或该表面之前的层以及位于其前方的层。
自适应滤波器可以这样实现，即如第一实施例所述保持或增强该空间分辨率并降低研究像素相邻区域的噪声。将三维图像滤波器与MPR显示图像的所有像素褶积，可使噪声随空间分辨率的保留或增强而降低。
在这种情况下，像素平滑仅作用于所研究的像素相邻区域，该区域在视线方向上和MPR显示图像的表面之后的层或其内层中三维延伸，或者在该表面之前的层以及位于其前方的层中三维地延伸。因此，像素仅在深度方向上变模糊，该深度方向与平行于视线的方向对应，而在不平行于视线的方向上不会变模糊。也就是说，像素的模糊不会被人眼识别。
顺便指出，甚至当相对于所研究的像素的相邻区域采用另一数目的像素而不必利用54个(＝3×3×3×2)像素时，也可期望得到类似的效果。从所研究的像素作为中心的视线方向上看，研究像素相邻区域不必设置成前后对称。甚至当它们被不对称地设置时，也可期望得到类似的效果。图31(c)显示了这样的实例，其中表示不对称的三维滤波器的研究像素相邻区域。
如上所述，第二实施例表明了一个例子，其中例如采用MPR显示图像且不降低空间分辨率的自适应噪声降低滤波器被应用于深度方向和显示三维图像的视线方向。顺便指出，甚至当三维体积绘制的图像、MIP显示的图像和再投影显示的图像而不是MPR显示图像被作为三维图像时，都可期望得到类似的效果。
(第三实施例)
第三实施例表示动态噪声降低的实例，其中三维图像显示的视线方向有了改变。尽管第二实施例已经表示了这样的实例，其中噪声降低滤波器是施加在显示三维图像的深度方向的，它表明即使当噪声降低滤波器被动态改变时，本实施例也是有效的。
通常，以三维表示的三维图像优选可看成是受试者是被旋转的，这种旋转是使视线方向改变而不是在一个视线方向显示改变，因为这样可以容易理解三维空间的展开。例如，如图33所示，当执行三维空间体积绘制来显示肺区和收缩血管时，在每个隐藏部分的展开没有被发现或认识的地方改变视线方向是有效的。
如图34所示，各个方向上的肺区延伸和对照血管以相似的方式，通过旋转360°被识别，即使在MPR显示图像的情况下，每个图像都在以z轴为中心的切片中表示。即使在这种情况下，改变视线方向也是有效的。
甚至在图33和图34中，下列方法也被视为视线方向发生改变的方向。
(1)自动：该方向从0°自动地改变到360°。
(2)手动：所研究的视线方向的邻近通过手动而被改变，以便检查或观察图像改变的程度。
图35表示在手动情况下视线方向被改变的用户界面。在图35左边屏幕上方，在倾斜的切片图像上重叠显示的立方体框利用鼠标而被夹持或夹紧并拖动。然后，该立方体在三维空间基准上旋转，使在三维空间中改变倾斜的切片显示图像的视线方向成为可能。对每次视线方向改变时显示的二维图像的内部方向施加噪声降低滤波器，从而使总是显示倾斜的切片成为可能，其中该倾斜的切片的噪声降低、伪迹减少且空间分辨率质量没有变坏。
在上述X射线CT设备100中，按照X射线CT设备或X射线CT成像方法，该X射线CT设备具有典型地是多行X射线检测器或平板X射线检测器的矩阵结构的二维X射线区域检测器，当X射线CT设备的传统扫描(轴向扫描)或电影扫描、电影扫描、螺旋扫描、可变螺距螺旋扫描或螺旋往复扫描的断层图像在z方向上排列并作为连续的断层图像被三维地显示时，就能显示三维图像，其中S/N从任一视线方向被改善，伪迹被减少，而空间分辨率不降低。也就是说，可以提供一种X射线CT设备，它能够实现三维显示图像的图像质量的改善。
尽管在本实施例中MPR显示是作为中心而被描述的，但即使在以体积绘制三维图像表示形式所示的图像、MIP显示的图像和再投影显示的图像所示的图像的情况下，也可产生类似的效果。
按照本实施例，图像重建方法可以是基于传统公知的Feldkamp方法的三维图像重建方法。另外，可采用另一种三维图像重建方法。另一选择是，可利用二维图像重建。
尽管已经基于传统扫描(轴向扫描)描述了本实施例，但即使在电影扫描，螺旋扫描、可变螺距螺旋扫描或螺旋往复扫描的情况下，也可带来类似的效果。
尽管已经描述了本实施例，其中扫描支架20是不倾斜的，但即使在所谓倾斜扫描的情况下，其中扫描支架20是倾斜的，也可带来类似的效果。
尽管已经描述了本实施例，其中产生与生物信号的同步，即使当产生与生物信号特别是心脏信号的同步时，也可带来类似的效果。
尽管本实施例已经描述了具有矩阵结构的二维X射线区域检测器的X射线CT设备，该设备通过多行X射线检测器或平板X射线检测器被分类，即使在具有一行X射线检测器的X射线CT设备中，也可带来类似的效果。
在本实施例中，每行系数不同的行方向(z方向)滤波器与图像质量的调整变化进行褶积，从而实现每行均匀的切片厚度、伪迹和噪声。尽管这里考虑的是各种z方向滤波系数，但任何系数都可带来类似的效果。
尽管已经结合作为基础的医疗X射线CT设备说明了本实施例，但可以使X射线CT-PTE设备、X射线CT-SPEC设备等等与工业X射线CT设备或其它设备的结合。

Claims (10)

1、一种图像显示设备(6)，用于显示从三维图像提取的二维图像，包括：
图像滤波处理装置，用于对三维图像执行图像滤波处理，其中所述图像滤波处理根据要显示的所述二维图像的横截面方向而变化。
2、一种X射线CT设备(100)，包括：
用于获取X射线投影数据的X射线数据获取装置(25)，该X射线投影数据是通过存在于X射线发生器(21)和二维X射线区域检测器(24)之间的位置上的受检者而发送的，该X射线区域检测器(24)用于检测与X射线发生器相对的X射线，与此同时X射线发生器和二维X射线区域检测器围绕对应于所述位置的旋转中心而旋转；
图像重建装置，用于对从X射线数据获取装置获取的投影数据进行图像重建；
用于显示经过图像重建后的断层图像的图像显示装置(6)；以及
成像条件设定装置，用于设定执行所述获取和所述显示的成像条件，
其中该图像显示装置(3)包括图像滤波处理装置，用于显示从三维图像中提取的二维图像，该三维图像由在z方向上连续的断层图像构成，z方向对应于受检者所处在的支架的移动方向，其中所述图像滤波处理根据要显示的所述二维图像的横截面方向而变化。
3、按照权利要求2的X射线CT设备(100)，其中所述图像滤波处理改变图像滤波处理用的图像滤波系数。
4、按照权利要求2或3的X射线CT设备(100)，其中所述图像滤波处理装置在垂直于要显示的所述二维图像的横截面方向上执行图像滤波处理。
5、按照权利要求2至4中任意一项的X射线CT设备(100)，其中所述图像滤波处理装置利用自适应图像滤波器来执行图像滤波处理，该自适应图像滤波器适合于经受图像滤波处理的所研究的像素以及该所研究的像素附近的相邻像素的图像特征数量。
6、按照权利要求5的X射线CT设备(100)，其中图像特征数量包含所研究的像素和相邻像素的CT值。
7、按照权利要求5或6的X射线CT设备(100)，其中图像特征数量包含所研究的像素和相邻像素的CT值的标准偏差。
8、按照权利要求2至7中任意一项的X射线CT设备(100)，其中二维图像是MPR(多平面重定格式)图像或MIP(最大强度投影)图像。
9、按照权利要求2至8中任意一项的X射线CT设备(100)，其中图像滤波处理装置在显示所述图像的同时随要显示的图像的横截面方向的变化而动态地改变图像滤波处理。
10、按照权利要求2至9中任意一个的X射线CT设备(100)，其中图像滤波处理装置包括优化装置，用于在显示所述图像的同时优化三维图像的图像滤波处理的处理方向。
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