CN103027704A

CN103027704A - 产生噪声减少的ct图像数据组的方法、计算系统和ct系统

Info

Publication number: CN103027704A
Application number: CN2012103445366A
Authority: CN
Inventors: T.弗洛尔; B.克劳斯; R.劳帕克; B.施密特
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthineers AG
Priority date: 2011-09-29
Filing date: 2012-09-17
Publication date: 2013-04-10
Anticipated expiration: 2032-09-17
Also published as: CN103027704B; DE102011083727A1; US20130083989A1; DE102011083727B4; US9186114B2

Abstract

本发明涉及一种用于通过频带分解来产生噪声减少的CT图像数据组的方法、一种用于执行该方法的计算系统和一种具有这种计算系统的CT系统（1），其中，从同时拍摄的多个特定能量谱的CT图像数据组（X_i）中产生线性组合而成的多个混合图像数据组

将所述混合图像数据组（M_m）的频带分解到第一最低频带（F₀）和多个较高的频带，并且计算结果图像数据组

方法是每个混合图像数据组（M_m）精确地与滤波器并且与取决于位置的函数（g_j，m(r)）相乘并且累加，其中g_0,0(r)=1。

Description

产生噪声减少的CT图像数据组的方法、计算系统和CT系统

技术领域

本发明涉及一种用于通过频带分解来产生噪声减少的CT图像数据组的方法、一种用于执行该方法的计算系统和一种具有这种计算系统的CT系统。

背景技术

一般公知的是，借助多能CT系统可以以不同的X射线谱同时拍摄对象的CT图像数据组。通常试图从这些CT图像数据组中计算具有期望的信息的唯一的图像，例如对应于单能谱的或者仅示出扫描的对象中的造影剂分布的CT图像。为此可以产生线性混合的混合图像

其中X_i表示对于第i个X射线谱的CT图像数据组，选择系数c_i，m来获得特定的图像观感，并且设置m＝0。但是相对于噪声优化的混合图像，在这种线性组合中的噪声会极大地增加。

在现有技术中公知为所产生的混合图像去除噪声（entrauschen）的多种可能性。示例性地可以以低通滤波器的形式使用线性滤波器，但其中强烈地降低空间分辨率。替换地使用非线性滤波器，但其在所示对象具有复杂结构的情况下具有如下问题：区分细微结构与噪声。

发明内容

本发明要解决的技术问题是，产生一种用于从利用不同的X射线能量谱拍摄的多个CT图像数据组中来产生噪声减少的CT图像数据组的改进的方法。

上述技术问题通过独立权利要求的特征来解决。本发明的优选扩展是从属权利要求的内容。

发明人已经认识到如下：

可以从基于不同的X射线能量谱R_i的多个特定能量谱的CT图像数据组X_i中按照

产生多个不同的混合图像，并且在这些混合图像上实施频带分解。在此，第一频带对应于低通滤波器F₀，该低通滤波器在整个强度中包括频率f＝0。其它滤波器F_j（f）被这样构建，使得对于所有频率

这意味着，所有其它滤波器禁止频率f＝0。现在可以形成关于m个不同的混合图像求和，具有

其中在每个混合图像M_m上应用算子F_j并且混合图像至少以系数c_i,m区分。

假定仅局部地分别存在显观地或宏观地混合的两个不同的材料，现在可以定义函数g_j，m(r)，该函数保证在位置r处产生CT图像数据组，该CT图像数据组除了噪声之外与原始混合图像M₀一致。由此成立：

M_{0} \approx \underset{j, m}{Σ} g_{j, m} (r) \cdot F_{j} \cdot M_{m} = E,

其中g_0，0(r)=1。

如果CT图像数据组M₀与噪声优化的混合图像相比具有相对高的噪声并且此外在两个图像中可以看出相同的高频结构，其中其仅以其振幅进行区分，则该方法是特别有用的。为了避免关于函数g_j，m(r)在图像中产生中断，必须要注意的是，不能空间上过强地改变缩放函数g_j，m(r)的值。

相应于该认识，发明人建议了一种用于产生噪声减少的CT图像数据组作为结果图像数据组的方法，该方法具有在下面短线列举中给出的方法步骤：

-利用不同的X射线能量谱R_i同时拍摄多个特定能量谱的CT图像数据组X_i或者接收利用不同的X射线能量谱R_i同时拍摄的多个特定能量谱的CT图像数据组X_i，

-计算由特定能量谱的CT图像数据组X_i线性混合而成的多个混合图像数据组

M_{m} = c_{1, m} + \underset{i}{Σ} c_{i, m} \cdot X_{i},

-将混合图像数据组M_m的频带分解到利用低通滤波器F₀产生的第一最低频带和通过其它滤波器F_j产生的多个较高的频带，其中，所有的其它滤波器F_j禁止频率为零，并且关于所有滤波器对于所有频率f的求和

是归一化的，

-计算结果图像数据组

方法是每个混合图像数据组M_m精确地与滤波器并且与取决于位置的函数g_j，m(r)相乘并且累加，其中g_0，0(r)=1。

要指出的是，在这里给出的术语和公式的示例，指数的计数分别在0处开始，并且所给出的公式仅表示示例性的计算。

现在，通过这种方法能够减少噪声，其中近似地保持边缘，其中图像质量比在评估局部几何形状的非线性方法中要更好。

在按照本发明的方法的实施方式中，建议这样构造取决于位置的函数g_j，m(r)，使得皮肤表面的局部区域具有与患者内部区域不同的恒定值。

替换地，也可以局部地由对在位置r处的每个体素V(r)的周围进行统计地分析来确定取决于位置的函数g_j，m(r)。这一点优选地可以通过如下实现，即：

-选择CT图像数据组X₁，

-基于该CT图像数据组X₁通过每个考察的体素V(r)的预定义的相邻体素V(r±Δr)对于其余的CT图像数据组X_i计算回归系数k_i（＝回归线的斜率），这些回归系数给出CT图像数据组X_i的各个相邻体素的CT值与所选择的CT图像数据组X₁的相互依赖关系，

-确定取决于位置的缩放函数

h_{m} (r) = \frac{\underset{i}{Σ} c_{i, 0} k_{i}}{\underset{i}{Σ} c_{i, m} k_{i}},

-还由此确定取决于位置的函数g_j，m(r)=w_j，m(r)·h_m(r)，其中对于所有j来说

\underset{m}{Σ} w_{j, m} = 1,

并且

-作为取决于位置的函数与滤波器以及混合图像的乘积的累加确定结果图像数据组

E = \underset{j, m}{Σ} g_{j, m} (r) \cdot F_{j} \cdot M_{m} .

在结果中，这相应于所使用的混合图像组的不同权重，其中该权重也可以由该方法的使用者根据需要来实施，从而由此例如产生均匀的噪声观感。在此缩放h可以导致结果图像E在没有取决于位置的w的情况下强烈按照噪声波动。

按照提供的方法的另一种实施变形，也可以通过基于体素的局部CT值的取决于位置的分类来确定取决于位置的函数g_j，m(r)。替换地，也可以通过局部确定的材料的分类来确定取决于位置的函数g_j，m(r)，其中优选地通过将CT图像数据组X_i的材料分解为至少两种材料的公知方法来确定局部材料。关于这一点例如参见文件号为DE102008018245.1和DE102005049586.9的专利申请。

对于在这里给出的方法，特定能量谱的CT图像数据组X_i既可以是二维截面图像数据组也可以是三维体积图像数据组。

特别优选地，作为特定能量的CT图像数据组X_i可以使用双能CT扫描的两个CT图像数据组X_i。

CT图像数据组X_i可以分别直接来源于利用单能X射线谱进行的扫描，或者可以通过基于图像或基于原始数据的方法在使用多色谱的情况下计算混合图像数据组X_i，该混合图像数据组分别相应于利用单能X射线谱进行的扫描。

除了按照本发明的方法，发明人还建议了一种计算系统，该计算系统具有用于存储在运行中要执行的计算机程序的存储器，其中该计算机程序执行按照上述方法中所述的方法步骤。

此外，本发明还涉及一种用于产生多个由特定能量谱的CT图像数据组线性混合而成的混合图像数据组的CT系统，所述CT系统具有这种前面描述的计算系统。

附图说明

下面结合优选的实施例并且借助附图对本发明作进一步说明，其中仅示出为理解本发明所需的特征。使用如下附图标记：1：双源/双能CT系统；2：第一X射线管；3：第一探测器；4：第二X射线管；5：第二探测器；6：机架壳体；7：患者；8：检查卧榻；9：系统轴；10：控制和计算单元；11：造影剂施加器；12：控制和数据导线；13：EKG导线；14：存储器；15：计算机程序；E：结果图像；F₀：低通滤波器；F₁：高通滤波器；F_i：滤波器算子；M₀：图像；M₁：混合图像；M_m：混合图像数据组；R_i：X射线能量谱；S1：确定CT图像数据组；S2：形成混合图像数据组；S3：将混合图像数据组分解到不同的频带；S4：确定取决于位置的函数；S5：计算混合图像；V(r)：体素；V(r±Δr)：在具有最大距离Δr的相邻区域中的体素。

具体地，

图1示出了双源/双能CT系统；

图2示出了用于考察相关性的两个示意性示出的CT图像数据组；

图3示出了按照本发明的方法的示意图；

图4示出了方法流程的替换图示。

具体实施方式

图1示例性示出了利用其执行按照本发明的方法的双源/双能CT系统1。所示出的CT系统1具有带有X射线管2和相对布置的探测器3的第一辐射器/探测器系统，其中利用第一辐射器/探测器系统2、3拍摄第一X射线能量谱R₁的吸收数据。此外，CT系统1还具有错开90°的用于利用第二X射线能量谱R₂同时扫描的第二辐射器/探测器系统，该第二辐射器/探测器系统由第二X射线管4与相对布置的第二探测器5组成。两个辐射器/探测器系统都位于布置在机架壳体6中并且在扫描期间围绕系统轴9旋转的机架上。

待扫描的患者7位于可移动的检查卧榻8上，该检查卧榻沿着系统轴9移动穿过位于机架壳体6中的扫描场，在此，由X射线管发出的X射线辐射的衰减通过相对布置的探测器来测量并且然后基于通过该辐射器/探测器系统同时获得的探测器数据根据不同的X射线谱重建所扫描的患者7的CT图像数据组X_i。补充地也可以在扫描时借助造影剂施加器11向患者7注射造影剂推注（Kontrastmittelbolus），从而例如可以更好地识别血管。此外，对于心脏拍摄附加地借助EKG导线13可以测量心脏活动并且执行EKG门控的或触发的扫描。

借助控制和计算单元10经由控制和数据导线12对CT系统进行控制，经由该控制和数据导线12传输探测器3和5的原始数据以及控制命令。在控制和计算单元10的存储器14中存在计算机程序15，该计算机程序15除了控制CT系统1和重建CT图像数据组之外还可以执行按照本发明的方法。

补充地要指出的是，也可以在与CT系统分开存在的计算机系统上执行该方法，只要向该计算机系统提供用于独立地重建CT图像数据组的相应的CT图像数据组和原始数据。

根据CT图像数据组，这些CT图像数据组是利用在图1中描述的双能CT系统1或具有公知结构形式的其它CT系统（例如具有能量分辨探测器的单源CT系统）产生的基于不同的X射线能量的两个CT图像数据组，例如可以通过如下公式计算混合图像M₀：

M_{0} = c_{0,0} + \underset{i}{Σ} c_{i, 0} \cdot X_{i}

通常计算图像M₀来满足特定诊断的使用，例如从图像中减去造影剂。

为了对图像M₀降低噪声，典型地通过滤波器算子F₀和F₁分解到两个频带，其中F₀表示低通滤波器并且F₁表示高通滤波器。

在此，例如可以这样确定混合图像，

M_{1} = c_{0,1} + \underset{i}{Σ} c_{i, 1} X_{i}

使得在如下条件下：c_0,1＝0并且

混合图像具有最低的噪声。这相应于在空气中为－1000HU、水中为0HU的标准CT图像，并且这具有最低的噪声。当然，也可以使用其它混合图像M₁，只要由此达到噪声减少的结果。

如果知道图像对比度在CT图像数据组X_i中怎样互相相关，则现在能够对图像M₁去除噪声。因为可以局部地从仅分别互相混合恒定密度和成分的两种材料出发，得知CT图像数据组X_i在点r的周围相关并且成立X_i(r)≈k_iX₁(r)+t_i，具有k₁＝1和t₁＝0，其中k_i表示相关性系数，也就是回归线的斜率。

因此，例如可以通过在图像数据组X₁和图像数据组X_i中的CT值的线性回归在点r的相邻处确定系数k_i。原则上也可以应用其它标准，例如：

a-基于图像数据组、例如M₀中的CT值的分类，其中如果在考察的体素的相邻处的体素的CT值<－500HU，这里定义为空气中，则所有k_i等于1并且否则的话成立：k_i＝k_i,0其中k_i,0＝常数。

b-基于相邻处的已知材料（例如根据存在的双能CT图像数据组的材料分解的知识）的分类，其中，如果相邻体素指示了骨骼的存在，则k_i＝k_i,B其中k_i,B＝常数，并且如果碘在周围，则k_i＝k_i，I其中k_i,II＝常数。

在线性回归不提供可靠结果的区域中，也就是在低的相关性系数的情况下，可以通过对相邻体素进行合适地内插来计算k_i。

然后知道在频带F₁中图像M₀和M₁仅局部地关于如下因数区分：

g_{1} (r) = \frac{\underset{i}{Σ} c_{i, 0} k_{i}}{\underset{i}{Σ} c_{i, 1} k_{i}}

由此成立：[F₁·M₀](r)≈[F₁·M₁](r)×g₁(r)。

也可以写为：M₀≈[F₀·M₀](r)+w(r)·[F₁·M₀](r)+(1-w(r))·[F₁·M₁](r)·g₁(r)，

其中可以这样设置权重w（r），使得产生特定的噪声观感，例如在整个图像中近似于恒定的噪声。替换地可以选择w＝0，从而较高的频带仅源于图像M₁。相应地也能够分解到多于两个频带。

CT图像数据组X_i也可以是“单能的”图像数据组，即其中以多能CT测量数据为基础基于图像地或基于原始数据地试验的CT图像达到仅利用唯一的光子能量拍摄的CT图像的图像观感。相应的方法是普遍公知的。此外，也已经能够在CT图像数据组上进行例如迭代的辐射硬化校正。

为了更好地理解相关性考察，在图2中示出了两个示意性示出的CT图像数据组X₁和X₂，其分别由多个立方体体素组成。在两个CT图像数据组X₁和X₂中通过交叉影线来标记各个考察的体素V(r)，其中至少点状直接相邻的体素V(r±Δr)具有倾斜阴影线。为了以回归分析的形式进行相关性计算并且确定回归线的斜率作为相关性系数k_i，分别参考两个CT图像数据组的空间上一致的体素。这一点在附图中通过在各个三个体素之间的虚线来勾画。

虽然在此示出的图示仅示出了CT图像数据组中的截面平面及其空间上的相关性，但该二维考察也可以垂直于图像平面被扩展为三维。

例如在图3中示出了按照本发明的方法的示意图。在此利用M（多）-E（能量）-C（计算机）T（断层造影系统）产生多个CT图像数据组X_i。由这些CT图像数据组形成混合图像数据组

然后通过使用不同的滤波器算子F_j将该混合图像数据组分别分解到不同的频带。最后计算结果图像E，方法是分解到频带的混合图像数据组F_j·M_m与取决于位置的函数g_j，m(r)相乘并且累加，具有其中g_0，0(r)=1。

在图4中示出了相应的方法图解。在方法步骤S1中确定CT图像数据组X_i，根据这些CT图像数据组在方法步骤S2中形成混合图像数据组，具有

然后在方法步骤S3中将混合图像数据组分解到不同的频带，具有F_j·M_m。此外，在独立的方法步骤S4中根据相关性考察、阈值考察或关于材料分解的知识借助CT图像数据组X_i或混合图像数据组M_m这样确定取决于位置的函数g_j，m(r)，使得在方法步骤S5中通过加权地累加分解到频带的混合图像与取决于位置的函数的乘积按照

计算结果图像。

总之，本发明建议一种用于通过频带分解来产生噪声减少的CT图像数据组的方法、一种用于执行该方法的计算系统和一种具有这种计算系统的CT系统，其中从多个同时拍摄的特定能量谱的CT图像数据组X_i中产生多个线性组合的混合图像数据组将混合图像数据组M_m的频带分解到第一最低频带F₀和多个较高频带，并且计算结果图像数据组

虽然本发明通过优选的实施例详细举例说明并描述，但本发明不受所公开的示例的限制并且也可以由专业人员从中导出其它变形，而不脱离本发明的保护范围。

Claims

1.一种用于产生噪声减少的CT图像数据组作为结果图像数据组的方法，所述方法具有如下方法步骤：

1.1.利用不同的X射线能量谱（R_i）同时拍摄多个特定能量谱的CT图像数据组（X_i）或者接收利用不同的X射线能量谱（R_i）同时拍摄的多个特定能量谱的CT图像数据组（X_i），

1.2.计算由特定能量谱的CT图像数据组（X_i）线性混合而成的多个混合图像数据组

(M_{m} = c_{1, m} + \underset{i}{Σ} c_{i, m} \cdot X_{i}),

1.3.将所述混合图像数据组（M_m）的频带分解到利用低通滤波器（F₀）产生的第一最低频带和通过其它滤波器（F_j）产生的多个较高的频带，其中所有的其它滤波器（F_j，j≠0）禁止频率为零，并且关于所有滤波器对于所有频率（f）的求和是归一化的

1.4.计算结果图像数据组

方法是每个混合图像数据组（M_m）精确地与滤波器并且与取决于位置的函数（g_j，m(r)）相乘并且累加，其中g_0，0(r)=1。

2.根据上述权利要求1所述的方法，其特征在于，这样构造所述取决于位置的函数（g_j，m(r)），使得皮肤表面的局部区域具有与患者内部区域不同的恒定值。

3.根据上述权利要求1所述的方法，其特征在于，局部地从对在位置（r）处的每个体素（V(r)）的周围进行统计地分析中来确定所述取决于位置的函数（g_j，m(r)）。

4.根据上述权利要求3中所述的方法，其特征在于，为了统计地分析：

-选择CT图像数据组（X₁），

-基于该CT图像数据组（X₁）通过每个考察的体素（V(r)）的预定义的相邻体素（V(r±Δr)）对于其余的CT图像数据组（X_i）计算回归系数（k_i＝回归线的斜率），这些回归系数给出所述CT图像数据组（X_i）的各个相邻体素（V(r±Δr)）的CT值与所选择的CT图像数据组（X₁）的相互依赖关系，

-确定取决于位置的缩放函数

(h_{m} (r) = \frac{\underset{i}{Σ} c_{i, 0} k_{i}}{\underset{i}{Σ} c_{i, m} k_{i}}),

-还由此确定取决于位置的函数（g_j，m(r)=w_j，m(r)·h_m(r)），其中对于所有j来说

\underset{m}{Σ} w_{j, m} = 1,

并且

(E = \underset{j, m}{Σ} g_{j, m} (r) \cdot F_{j} \cdot M_{m}) .

5.根据上述权利要求1所述的方法，其特征在于，通过基于局部CT值的分类来确定所述取决于位置的函数（g_j，m(r)）。

6.根据上述权利要求1所述的方法，其特征在于，通过局部确定的材料的分类来确定所述取决于位置的函数（g_j，m(r)）。

7.根据上述权利要求6所述的方法，其特征在于，通过将CT图像数据组（X_i）的材料分解为至少两种材料来确定所述局部材料。

8.根据上述权利要求1至7中任一项所述的方法，其特征在于，所述特定能量谱的CT图像数据组（X_i）是二维截面图像数据组。

9.根据上述权利要求1至7中任一项所述的方法，其特征在于，所述特定能量谱的CT图像数据组（X_i）是三维体积图像数据组。

10.根据上述权利要求1至9中任一项所述的方法，其特征在于，作为特定能量的CT图像数据组（X_i）使用双能CT扫描的两个CT图像数据组（X_i）。

11.根据上述权利要求1至10中任一项所述的方法，其特征在于，所述CT图像数据组（X_i）分别来源于或相应于利用单能X射线谱进行的扫描。

12.根据上述权利要求1至11中任一项所述的方法，其特征在于，所述CT图像数据组（X_i）分别相应于利用单能X射线谱进行的扫描。

13.一种计算系统，该计算系统具有用于存储在运行中要执行的计算机程序的存储器，其特征在于，所述计算机程序执行按照上述方法权利要求中任一项所述的方法步骤。

14.一种用于产生多个由特定能量谱的CT图像数据组（X_i）线性混合而成的混合图像数据组的CT系统（1），所述CT系统具有根据上述权利要求所述的计算系统。