CN1207656A - 计算机层析x射线摄影纹理抑制滤波器 - Google Patents

Abstract

CT纹理抑制滤波器SSF(70)接收在CT系统中生成的投影数据信号(PDS:1－PDS:N)。该SSF(70)包含空间滤波器(110),用于接收投影数据信号(PDS:1－PDS:N)及生成低(PDSLF:1－PDSLF:N)与高频信号(PDSHF:1－PDSHF:N),并且还包含非线性滤波器,用于从高频信号(PDSHF:1－PDSHF:N)中生成经过滤波的信号。SSF(70)还包含用于组合低频(PDSLF:1－PDSLF:N)与经过滤波的信号以生成校正纹理的信号(SCS:1－SCS:N)的装置(130:1—130:N)。SSF(70)通过低通滤波(210:1—120:N)原始密度信号(PDS:1－PDS:N)形成低频信号(PDSLF:1－PDSLF;N),并通过从原始密度信号(PDS:1－PDS:N)中减去(220:1—220:N)低频信号(PDSLF:1－PDSLF:N)而形成高频信号(PDSHF:1－PDSHF;N)。该SSF(70)通过门限(120:1—120:N)高频信号(PDSHF:1－PDSHF;N)形成经过滤波的信号(SCS:1－SCS:N)。

Description

计算机层析X射线摄影纹理抑制滤波器

本发明领域

本发明一般涉及在医/学中用来生成诸如患者的计算机层析X射线摄影(CT)图象的CT系统。更具体地，本发明涉及用于减少CT图象中的纹理的改进的纹理抑制滤波器。

背景技术

第三代类型的计算机层析X射线摄影(CT)系统包含分别固定在环形盘的直径对侧上的X射线源及X射线检测器系统。该盘可转动地安装在门式支架上，以便在扫描中，盘连续地绕转动轴转动，同时X射线从源通过位于盘的开口内的对象到达检测器系统。

检测器系统通常包含成单行布置在园弧形中的检测器阵列，该园弧的曲率中心位于称作“焦点”的来自X射线源的辐射发散处。X射线源及检测器阵列定位成使源与各检测器之间的X射线路径全都位于垂直于盘的转动轴的同一平面中(此后称作“片平面”或“扫描平面”)。由于X射线由基本上点源发源，并在不同角度上延伸到检测器，X射线路径象扇子，并因而经常用“扇束”一词来描述在任何瞬时上的所有X射线路径。在扫描期间测定的瞬时上入射在单个检测器上的X射线通常称作“射线”，而各检测器则生成指示其对应射线的强度的输出信号。由于各射线受到其路径中所有物质的部分衰减，因此各检测器所生成的输出信号代表仅次于检测器与X射线源之间的所有物质的密度(即位于该检测器的对应射线路径中的物质的密度)。

X射线检测器所生成的输出信号通常由CT系统的信号处理部分处理。该处理部分通常包括滤波X射线检测器生成的信号以改进它们的信噪比的数据采集系统(DAS)。DAS所生成的滤波后的输出信号通常称作“原始数据信号”。该信号处理部分通常包含投影响滤波器，它用对数处理原始数据信号以生成一组投影数据信号，以便各投影数据信号表示位于对应的射线路径中的物质的密度。在测定瞬时或时间间隔上的所有投影数据信号的集合通常称作“投影”或“视图”。在单次扫描期间，随着盘的转动，生成多个投影，使得在盘的不同角位置上生成各投影。对应于特定投影的盘的角方向称作“投影角”。

采用诸如Radon算法等知名算法，可以从在各投影角上采集的所有投影数据信号中生成CT图象。CT图象代表受扫描的对象沿扫描平面的二维“片”的密度。从投影数据信号中生成CT图象的过程通常称作“滤波后的背投影”或“重构”，因为可将CT图象看成是从投影数据重构的。信号处理部分通常包含用于从投影数据信号中生成重构的CT图象的背投影机。

CT系统的一个问题在于各式各样的噪声与误差源有可能潜在地对重构的CT图象产生噪声或人为现象。因此CT系统通常采用许多信号处理技术来改进信噪比及减少重构的CT图象中存在的人为现象。

CT系统中的一种重要噪声在重构的CT图象中表现为通常称作“纹理”的“纹理样”人为现象的形式。图1为展示与纹理相关的问题的人头部的示例性重构的CT图象。图1中的白色区域表示骨质而灰色区域表示软组织。熟悉本技术的人员会理解，图1中的软组织区包含许多纹理，它们干扰图象的解释。

产生纹理的一个重要因素是检测器阵列中的检测器的有限尺寸与间隔引起的混淆。患者的骨质与软组织之间的界面(称作“骨—组织界面”)在投影数据信号中生成高频分量，它们经常由于检测器有限尺寸与间隔而抽样不足。这种抽样不足在重构的CT图象中产生纹理。纹理也可由诸如在扫描中患者或门架的移动等其它因素引起，或者由患者体内存在的金属植入物或其它高密度假器官引起。

图2A-B示出为何骨—组织界面在投影数据中产生高频分量。熟悉本技术的人员会理解图2A-B不是按比例画出的而只是为了示例性目的提供的。图2A示出患者50的断面、X射线源42及单个投影角的检测器阵列44的一部分。患者50的断面置于源42与检测器阵列44之间并包含软组织区50：A及骨质区50：B。检测器阵列44示出为包含7个独立的检测器44：1-44：7上，射线52：2入射在检测器44：2上，以此类推。检测器阵列44所生成的输出信号DET被DAS 45滤波而生成对应的原始数据信号RDS。所示出的DAS 45包含7个独立单元45：1-45：7，每单元对应于一个检测器。DAS 45所生成的原始数据信号此后被投影滤波器的阵列47滤波而生成投影数据信号PDS。所示出的阵列47包含7个独立的投影滤波器47：1-47：7，每个滤波器对应于一检测器。

图2B为阵列47生成的投影数据信号PDS的幅值图。由于检测器44：1、44：2、44：6及44：7各自的射线路径中只置有软组织(及空气)，对应的投影滤波器47：1、47：2、47：6及47：7所生成的投影数据信号的幅值相对地小。由于检测器44：3、44：4及44：5各自的射线路径中置有一些骨质并由于骨质比软组织密实得多，对应的投影滤波器47：3、47：4及47：5所生成的投影数据信号的幅值相对地大。因此从软组织到骨质的过渡(即骨—组织界面)在投影数据中呈现为锐“边”或不连续性，该边沿位于幅值急剧变化处(该边沿在图2B中位于检测器44：2与44：3之间的过渡处，及检测器44：5与44：6之间的过渡处)。这种锐边表示投影数据中的高频分量。

如图2A中所示，检测器44：3跨着骨-组织界面(检测器44：5也同样)这意味着一部分靠近界面的骨质及一部分靠近界面的软组织位于射线路径52：3中。在这一位置上入射在检测器44：3上的射线52：3的强度表示骨与组织密度的平均值。因此，通过跨在骨—组织界面上，检测器44：3“模糊”或抽样不足界面的位置。在扫描中，在盘充分地转动而将新的检测器放在界面下之前，单个检测器通常在若干投影角上跨骨—组织界面。然后这一新检测器将在若干个以后的投影角上跨该界面。在若干投影角上有检测器以这一方式跨在界面上，扫描器便难于精确地定位界面而在重构的CT图象中产生纹理。

减少纹理的一种先有技术方法是缩小检测器的尺寸及更紧密地将检测器组装在一起，虽然简单且有效，但由于需要更多的检测器而提高系统的成本，并且这样小尺寸的检测器的制造要求可能超出当前技术的极限。

减少纹理的另一方法是在投影数据上应用线性低通滤波器从而消除以后产生纹理的高频分量。通常将这一低通滤波器加入到卷积滤波器中，后者在将这些信号作用在背投影机上之前通常用已知的卷积掩码卷积这些投影数据信号。可以认为卷积滤波器是背投影机的一部分。低通滤波器有时也用物理前置滤波器来实现，后者在检测器与X射线源之间平均或模糊数据。达到这一物理前置滤波器的一种普通与实用的方法为放大或振荡X射线焦点。这一方法的确减少纹理，然而它们也具有消除信息量丰富的高频分量的缺点，并从而降低所生成的CT图像的质量。通常，这种线性滤波器不能充分滤波数据以减少纹理同时又不产生降低CT图象的质量的不良后果。

因此存在着对减少CT图象的纹理的改进的方法与装置的需求。

发明目的

本发明的一个目的为明显减少或克服上述先有技术的问题。

本发明的另一目的为提供改进的纹理抑制滤波器。

本发明的另一目的为提供用于减少CT图象中的纹理的改进的非线性纹理抑制滤波器。

本发明的又另一目的为提供用于抑制其输入信号的高幅、高频分量的改进的纹理抑制滤波器。

本发明的另一目的为提供包含高通波波器及用于滤波高通滤波器所生成的输出信号的非线性滤波器的改进的纹理抑制滤波器。

本发明的又另一目的为提供包含高通滤波器及用于修剪高通滤波器的输出的门限装置的改进的纹理抑制滤波器。

发明概述

上述及其它目的是由供在CT系统中使用的改进的纹理抑制滤波器提供的。CT系统生成各表示对象的一部分的密度的多个投影数据信号，并且该CT系统包含用于从多个投影信号中生成对象的图象的图象生成装置。纹理抑制滤波器包含用于接收投影数据信号及用于从中生成多个低频信号及多个高频信号的空间滤波器。该纹理抑制滤波器还包含用于滤波高频信号来生成多个经过滤波的信号的非线性滤波器及用于组合对应的低频与经过滤波的信号从而生成多个校正过纹理的信号的装置。然后，该纹理抑制滤波器将校正过纹理的信号作用在图象生成装置上，后者从中生成对象的具有减少了纹理的CT图象。

一方面，该纹理抑制滤波器通过低通滤波投影数据信号形成低频信号，并通过从它们对应的投影数据信号中减去这些低频信号而形成高频信号。

另一方面，非线性滤波器包含用于通过修剪大于阀值的高频信号而生成经过滤波的信号的门限装置。

从下面的详细描述中，熟悉本技术的人员很容易明白本发明的另外的目的及优点，其中示出与描述了若干实施例，这些实施例只是例示本发明的最佳模式。如能理解的，本发明能具有其它不同的实施例，而其若干细节则可以是完全不脱离本发明的各方面的修正。从而，附图及描述应认为本质上是示例性的，而不具有限制性或限定的意义，本申请的范围在权利要求书中指明。

附图的简要说明

为了对本发明的本质与目的的更全面的理解，应参照下面结合附图作出的详细描述，其中相同的参照数字用来指示相同的或类似的部件，附图中：

图1为人头部的CT图象，该图象例示了与纹理相关的问题；

图2A示出CT扫描器中的X射线源与一组检测器之间的射线路径；

图2B为由图2A中所示的CT扫描器形成的，表示X射线吸收量的投影数据的幅值的曲线；

图3为包含按照本发明构成的纹理抑制滤波器的CT扫描器的轴向视图；

图4为按照本发明构成的纹理抑制滤波器的方框图；

图5为详细展示空间滤波器的一个实施例的图4中所示的纹理抑制滤波器的方框图；

图6为使用用来重构图1中所示的图像的相同的原始数据并且还采用按照本发明的纹理抑制滤波器重构的人头部的CT图像；

图7A-E为展示图4及5中所示的门限装置可以采用的转换函数的实例的曲线；

图8为按照本发明构成的较佳CT扫描器的信号处理部分的方框图；

图9A示出一组不平行的射线形成的一个投影的一部分；

图9B示出由一组平行的射线形成的一个经过修正的投影的一部分；

图10A-B示出构成由一组平行射线生成的投影的方法；

图11A-B示出分别用于零与180度投影角的按照本发明构成的CT扫描器的X射线源、患者与检测器阵列之间的空间关系；以及

图12示出用于零与180度投影角的检测器阵列与相关射线之间的空间关系。

附图的详细说明

图3示出采用本发明的原理的示例性CT系统或扫描器40。扫描器40包括安装在盘46上的X射线源42及包含检测器阵列的检检测器组件44。源42与检测器组件44绕转动轴48(垂直于图3中所示的视图延伸)转动，以便在CT扫描期间绕延伸通过盘46的中央开口的对象50转动。对象50可以是活患者的一部分，如职头部或躯干。源42在扫描平面内(垂直于转动轴48)发射X射线的连续扇形束52，它们在通过对象50之后由组件44的检测器感测。防散射板阵列54最好位于对象50与组件44的检测器之间以基本上防止检测器感测到散射的射线。在一个较佳实施例中，检测器数目为384并复盖48°的弧，但数目与角度是可变的。最好是铝等轻重量材料的盘46快速与平滑地绕轴48转动。盘46具有开放式构造，使得能够通过盘的开口安置对象50。可将对象50支承在诸如桌子56上，它最好是对X射线实际上是透明的。

将检测器组件44生成的输出信号作用在DAS45上(以方框图形式示出)，后者从其中生成原始数据信号。将原始数据信号作用在生成投影数据信号的投影滤波器陈列47上。随着盘46的转动，利用投影数据信号从许多投影角度提供投影。将投影数据信号作用在纹理抑制滤波器70上，后者以减少重构的CT图像中的纹理的方式按照本发明滤波投影数据信号。将称作“校正纹理的投影数据信号”或简单地称作“校正纹理的信号”的纹理抑制滤波器70所生成的输出信号作用在背投影机72上，后者从校正纹理的信号中生成CT图象。背投影机72在输入级中包含卷积滤波器来卷积用于背投影的数据。

如下面要进一步讨论的，纹理抑制滤波器70最好是非线性滤波器，并通过采用纹理抑制波器70生成的校正纹理的信号而不是投影滤波器47生成的投影数据信号，扫描器40便能生成具有较少纹理及改进的清晰度的改进的更好质量的CT图象。

图4为详细展示纹理抑制滤波器70的CT扫描器40的信号处理部分的方框图。扫描器40为N通道装置而检测器阵列44包含N个检测器44：1-44：N。如上所述，在较佳实施例中，在阵列44中有384个检测器，因此在较佳实施例中N等于384，然而，其它数目的通道当然也是可能的。阵列44中的N个检测器在每一投影角上生成N个作用在DAS45上的检测器输出信号DET：1-DET：N。DAS45滤波检测器输出信号并生成N个对应的原始数据信号RDS：1-RDS：N。将该N个原始数据信号作用在投影滤波器47上，后者在每一投影角上生成N个对应的投影数据信号PDS：1-PDS：N。将这N个投影数据信号作用在纹理抑制滤波器70上，后者为每一投影角生成N个校正纹理的信号SCS：1-SCS：N。将来自所有投影角的N个校正纹理的信号作用在生成重构的CT图象的背投影机72上。

纹理抑制滤波器70为在各投影角上采集的数据执行基本上相同的功能，因此通常只讨论在投影角之一上采集的数据的处理。纹理抑制滤波器70包含空间滤波器110、一组N个门限装置120：1-120：N及一组对应的N个加法器130：1-130：N。将投影滤波器47生成的N个投影数据信号PDS：1-PDS：N作用在空间滤波器110上，作为响应，空间滤波器110生成N个高频信号PDSHF：1-PDSHF：N及N个低频信号PDSLF：1-PDSLF：N。将N个高频信号PDSHF：1-PDSHF：N作用在N个门限装置120：1-120：N上，后者从中生成一组称作“经过滤波的信号”或“经过修剪的信号”的N个输出信号。将各经过修剪的信号及其对应的低频信号作用在N个加法器130：1-130：N之一的输入端上，后者从中生成对应的校正纹理的信号，因此N个加法器130：1-130：N生成N个校正纹理的信号SCS：1-SCS：N。

各通道中的数据包含一个检测器输出信号、一个原始数据信号、一个投影数据信号、一个高频信号、一个低频信号及一个校正纹理的信号。因此例如，第三通道中的数据包含第三通道检测器44：3生成的第三通道检测器输出信号DET：3、第三通道原始数据信号RDS：3、第三通道投影数据信号PDS：3、第三通道高频与低频信号PDSHF：3、PDSLF：3及第三通道校正纹理的信号SCS：3。

为了生成高与低频信号的目的，扫描器40中各通道最好与通道的邻域关联。空间滤波器110最好通过在该通道的邻域中的投影数据信号上执行空间高通滤波操作生成各通道的高频信号，类似地空间滤波器110最好在该通道的邻域中的投影数据信号上执行空间低通滤波操作来生成各通道的低频信号。各邻域最好包含一组邻接的通道，一种较佳的邻域规模为三，这意味着各领域是通过组合中央通道与该中央通道两侧的两条通道构成的。例如，第三通道可与第二与第四通道组合以构成三条通道的邻域，然后空间滤波器110通过采用适当的高通滤波卷积掩码组合第二、第三与第四通道PDS：2、PDS：3、PDS：4中的投影数据信号来生成第三通道PDSHF：3中的高频信号。类似地，空间滤波器110通过采用适当的低通滤波卷积掩码组合第二、第三与第四通道PDS：2、PDS：3、PDS：4中的投影数据信号来生成第三通道PDSHF：3中的高频信号。类似地，空间滤波器110通过采用适当的低通滤波卷积掩码组合第二、第三与第四通道PDS：2、PDS：3、PDS：4中的投影数据信号来生成第三通道PDSLF：3中的低频信号。另一种较佳的邻域规模为五，熟悉本技术的人员会理解，其它邻域规模在本发明中也工作得同样好。此外，空间滤波器110所执行的低与高通滤波操作最好将各投影数据信号的所有能量引导到对应的低频信号或对应的高频信号之一中，使得随后的对应高与低频信号的组合正好再生原来的投影数据信号。

N个门限装置120：1-120：N中各个在其输入信号上执行修剪操作，即各门限装置将其输入高频信号与阀值比较，在该高频信号的幅值小于阀值时生成等于该高频信号的修剪的信号，在该高频信号大于阀值时生成等于该阀值的修剪的信号，而在该高频信号小于负一乘阀值时生成等于负一乘该阀值的修剪的信号。作为替代，如下面将更详细地讨论的，各门限装置在高频信号大于阀值时可生成等于与阀值不同的预选择的值的修剪的信号，而在该高频信号小于负一乘阀值时生成等于负一乘该预选择的值的修剪的信号。阀值及预选择的值可永久性地编程在门限装置中或者可由操作人员选择。然后各该N个加法器130：1-130：N求和其通道中的修剪的信号与低频信号以生成该通道的校正纹理的信号。

图5为展示纹理抑制滤波器70的一个较佳实施例的方框图，其中空间滤波器110是用一组N个三点空间低通滤波器210：1-210：N及一组对应的N个减法器220：1-220：N实现的。在各通道中，该空间低通滤波器具有耦合成接收来自该通道的邻域的投影数据信号的三个输入端，并从中生成该通道的低频信号。将各通道中的低频信号作用在该通道减法器的负输入端上，而将该通道的投影数据信号作用在该通道的减法器的正输入端上。然后在各通道中，减法器从该通道的投影数据信号中减去该通道的低频信号，借此生成作用在该通道的门限装置上的该通道的高频信号。例如，将第三通道中低通滤波器210：3生成的低频信号PDSLF：3作用在第三通道的减法器220：3的负输入端上，并将第三通道中的投影数据信号PDS：3作用在第三通道的减法器220：3的正输入端上。减法器220：3从其正输入端上的信号中减去其负输入端上的信号从而生成第三通道的高频信号PDSHF：3并将这一信号作用在第三通道的门限装置120：3上。由于各通道中的高频信号是简单地由该通道的投影数据信号减去该通道的低频信号而生成的，随后的单个通道的低与高频信号的相加将正好再生该通道的原始投影数据信号。这是令人满意的，因此在高频信号在阀值以下时，校正纹理的信号正好等于原始投影数据信号并且保留了全部高频信息供在重构CT图像中使用。在本实施例中，当高频信号的幅值小于阀值时，各校正纹理的信号等于其对应的原始投影数据信号。然而，当高频信号的幅值超过阀值时，校正纹理的信号主要是通过从其对应的原始投影数据信号中消除一些高频能量而生成的。

在一个较佳实施例中，空间低通滤波器按照式(1)生成低频信号。

PDSLF：x＝0.25 PDS：(x-1)+0.50 PDS：x+0.25 PDS：(x+1)

(1)

其中x为从2至(N-1)范围内的整数。作为特定的实例，第四通道中的空间低通滤波器210：4通过求出0.25倍来自第三通道的投影数据信号PDS：3、0.50倍来自第四通道的投影数据信号PDS：4及0.25倍来自第五通道的投影数据信号PDS：5之和而生成第四通道的低频信号PDSLF：4。熟悉本技术的人员会理解，式(1)等价于用三点卷积掩码{0.25，0.50，0.25}在投影数据信号上执行卷积。在这一实施例中，低通滤波器为三点滤波器及使用三个检测器的邻域。在另一较佳实施例中，低通滤波器为五点滤波器并使用五个检测器的邻域及使用掩码{0.10，0.25，0.30，0.25，0.10}。这些掩码为“平均的”或“模糊的”掩码，并且是以示例方式给出的。本发明中其它平均掩码及其它邻域规模也工作得一样好。此外，空间低通滤波器可用其它有限脉冲响应(FIR)滤波器、无限脉冲响应(IIR)滤波器、递归或非递归滤波器、以及用于诸如傅里叶变换技术的频域滤波器来实现。

空间低通滤波器210：1为位于通道阵列一端的第一通道计算低频信号PDSLF：1。由于这一通道并没有两侧上的邻接通道，滤波器210：1不可能按照式(1)生成其低频输出信号，并且如图5中所示，滤波器210：1只耦合成接收两个投影数据信号。在靠近阵列端部上计算邻域型处理的这一问题是在图像处理技术中大家所理解的，并且滤波器210：1可采用任何数目的已知方法来计算其低频输出信号PDSLF：1。例如，空间低通滤波器210：1可将其第三输入端(在图5中示出为未连接的)耦合到基准(如地)上，因此将第三输入永远解释为零，然后用其它滤波器所使用的卷积掩码的按比例增大的形式卷积这三个输入。此外，滤波器210：1可将第二与第三输入端耦合到第二通道投影数据信号PDS：2上。或者，滤波器210：1可采用与其它滤波器不同的卷积掩码。位于阵列的另一端的滤波器210：N当然也利用类似选择。

纹理抑制滤波器70已结合图5讨论过为包含低通滤波器阵列的。熟悉本技术的人员会理解，纹理抑制滤波器70也可采用一组高通滤波器而不是低通滤波器来实现。在这一实施例中，高频信号是由高通滤波器生成的，而低频信号是从对应的投影数据信号中减去高频信号生成的。此外，纹理抑制滤波器70可采用分别用于生成高与低频信号的一组高通滤波器及一组低通滤波器实现。

重构的CT图像中的纹理主要是由投影数据信号中的高幅高频分量产生的。因此，从纹理抑制滤波器70所生成的校正纹理的信号中重构的CT图像(具有减少的高幅高频分量)包含较少的纹理。此外，保留在这种CT图象中的纹理具有降低的幅值。因此，纹理抑制滤波器使重构具有提高的实用性的清楚的CT图象成为可能。

最好将阀值的幅值设定为使门限装置只消除会在重构的CT图像中生成纹理的高频信号部分。如果将阀值设定得太低而使门限装置消除太多的高频信号，则校正纹理的信号将主要只包含低频信息。从这些信号重构的CT图象可不含任何纹理，但它们也将具有较差的质量，因为已从校正纹理的信号中消除了使高分辨率成象成为可能的所有高频信息。反之，如将阀值设定得过高，得出的重构CT图象的质量可被纹理降低。由于CT图象中感兴趣的区通常是软组织区而不是包含骨骼的区，最好将阀值设定为高得足以保留关于软组织区的图像信息的完整性，并且低得足以消除骨-组织界面生成的高幅高频分量。以这一方式设定阀值有可能降低得出的CT图象靠近骨—组织界面区中的分辨率，然而由于这些区中人们很少感兴趣，因此牺牲这些区中的一定分辨率来获得软组织区中的高分辨率无纹理或减少纹理的图象是可以接受的。因此最好将阀值设定为高于从无骨—组织界面的区中生成的典型高频信号的幅值而略低于骨—组织界面所生成的典型高频信号的幅值。

调谐纹理抑制滤波器70的一种方法是初始将阀值设定为零并生成一些重构的CT图象。这些图象将只从低频信号中导出，因此，将是质量较差的。通过观察这些图像，操作员可选择适当的低通滤波函数(即卷积掩码)供在生成低频信号中使用。最好将低通滤波函数选择为提供所需求的纹理抑制量所需要的最少的滤波(或模糊)原始数据。一旦选定了低通滤波函数，操作员将阀值从零缓慢地增加到在重构的图象中开始出现纹理为止。由于软组织区中包含高频分量，将阀值设定得太低会引起丢失软组织区中的信息。因此，应将阀值设定为尽可能地高，同时保持所需要的纹理抑制程度。即使在最佳调谐时，纹理抑制滤波器70也可引入小的强度误差到重构的CT图象中。然而，这些误差比纹理小得多，并且它们是肉眼难于看见的。滤波器70达到的纹理抑制证明了这种误差的可耐受性。

图6为利用重构图1中所示的CT图象所使用的相同数据重构的CT图象。然而在图6中，投影数据信号首先用纹理抑制滤波器70处理过。为了生成这一图象，纹理抑制滤波器70采用{0.10，0.25，0.30，0.25，0.10}的掩码来生成低频信号并在最大投影数据信号为大约4.8时采用0.006的阈值。图6中所示的图象比图1中所示的图象纹理少得多并且提高了清晰度。

已结合使用修剪高频信号的高幅值部分的门限装置120(图4-5中所示)讨论过纹理抑制滤波器70。图7A为门限装置120的转换函数的曲线。当输入信号的幅值小于阈值的幅值时，门限装置120所生成的输出信号等于作用在门限装置上的输入信号，而当输入信号的幅值大于阈值时，将输出信号限制在阈值上。可将门限装置120理解为生成作为其输入信号、第一阈值及第二阈值的函数的输出信号，从而当输入信号小于第一阈值时输出信号等于第一阈值，当输入信号大于第一阈值而小于第二阈值时输出信号等于输入信号，而当输入信号大于第二阈值时输出信号等于第二阈值。在图7A中所示的转换函数中，第一与第二阈值幅值相等极性相反，然而熟悉本技术的人员会理解在其它实施例中第一与第二阈值不一定以这一方式关联。

在另外的实施例中，可以替代地用具有不同于图7A中所示的转换函数的滤波器实现门限装置120。图7B-E为在本发明中工作得一样好的其它转换函数的实例。较佳的转换函数示出在图7B中，当门限装置120采用这一转换函数时，它生成作为其输入信号、正阈值、负阈值、正预选值PRESET及负预选值-PRESET的函数的输出信号，从而当输入信号小于负阈值时输出信号等于负预选值-PRESET，当输入信号大于负阈值而小于正阈值时输出信号等于输入信号，而当输入信号大于正阈值时输出信号等于正预选值PRESET。最好，预选值PRESET具有比阈值小的幅值，而将常量PRESET设定等于零更好。如果采用图7C中所示的转换函数，则当输入信号的幅值小于阈值时装置120生成等于作用在装置120上的输入信号的输出信号，而当输入信号的幅值大于阈值时输出信号等于输入信号的线性压缩形式。类似地，如果采用图7D中所示的转换函数，则当输入信号的幅值大于阈值时装置120所生成的输出信号为输入信号的非线性压缩形式。如果采用图7E中所示的转换函数，则当输入信号的幅值小于阈值时装置120在输入信号上施加一定的放大，而当输入信号的幅值大于阈值时在输入信号上施加一定压缩。如熟悉本技术的人员会理解的，图7A-E中所示的转换函数只是示例性的，使用任何压缩投影数据信号的形成纹理的高幅高频分量并对投影数据信号的不形成纹理的低幅高频分量不施加或施加小量滤波的装置120，本发明都将工作得很好。有选择地在输入信号的一部分(即高幅高频分量)上作用相对大程度的滤波并有选择地在另一部分输入信号(即低幅高频分量)上作用相对小程度的滤波的这些滤波器通常是非线性的，因此，最好作为非线性滤波器实现纹理抑制滤波器70。

也已相对于在高频信号上应用诸如门限装置120等滤波器讨论了本发明。如熟悉本技术的人员会理解的，在其它配置中滤波器也可以等效方式直接在投影数据信号上操作，而不是在低与高频信号上，以生成校正纹理的信号。此外，也已结合生成高与低频信号讨论了纹理抑制滤波器70，从而当高频信号小于阈值时，一个通道的高与低频信号相加正好再生该通道的投影数据信号。虽然以这一方式生成高与低频信号较好，熟悉本技术的人会理解，如果不以这一方式生成高与低频信号，本发明也将工作得一样好。

已结合在CT系统中的使用讨论了用于从投影滤波器47所提供的投影数据信号中生成校正纹理的信号的纹理抑制滤波器70。然而，在重构CT图象之前，按照本发明的CT系统可在投影数据信号上施加其它类型的滤波。图8为按照本发明构成的较佳CT系统900的信号处理部分的方框图。系统900除了纹理抑制滤波器70外还包含平行束转换器910及内插滤波器920。系统900中，将投影滤波器47生成的投影数据信号作用在平行束转换器910上，后者从中生成一组平行束信号。将平行束信号作用在纹理抑制滤波器70上，后者从中生成校正纹理的信号。然后将校正纹理的信号作用在内插滤波器920上，并将其输出作用在背投影机72上以从中生成重构的CT图象。

平行束转换器910包含重排序转换器916及交错转换器918。重排序转换器916接收来自投影滤波器47的投影数据信号并从中生成一组重排序信号。将重排序的信号作用在交错转换器918上，后者从中生成平行束信号。可将投影滤波器47生成的投影想象成“扇束”数据，因为所有投影是用扇形束生成的(图3中所示)。平行束转换器910重新组织这些投影以形成平行束投影。

在单一扫描期间(即盘转动一周)投影滤波器47所生成投影数据信号的测定值可组织成式(2)所示的矩阵PDS。 $\mathrm{PDS}=\left[\begin{array}{cccc}\mathrm{PDS}\left(\mathrm{0,0}\right)& \mathrm{PDS}\left(\mathrm{1,0}\right)& \…& \mathrm{PDS}(N-\mathrm{1,0})\\ \mathrm{PDS}(0,\mathrm{\Δ\θ})& \mathrm{PDS}(1,\mathrm{\Δ\θ})& \…& \mathrm{PDS}(N-1,\mathrm{\Δ\θ})\\ \mathrm{PDS}\left(\mathrm{0,2}\mathrm{\Δ\θ}\right)& \mathrm{PDS}\left(\mathrm{1,2}\mathrm{\Δ\θ}\right)& \…& \mathrm{PDS}(N-\mathrm{1,2}\mathrm{\Δ\θ})\\ .& & & \\ .& & & \\ .& & & \\ \mathrm{PDS}(\mathrm{0,360}-\mathrm{\Δ\θ})& \mathrm{PDS}(\mathrm{1,360}-\mathrm{\Δ\θ})& \…& \mathrm{PDS}(N-\mathrm{1,360}-\mathrm{\Δ\θ})\end{array}\right]---\left(2\right)$ PDS矩阵中的各元素PDS(i，θ)表示第i通道中投影角等于θ的投影数据信号的测定值。式(2)中，N表示扫描器40中的通道数。如上所述，在较佳实施例中阵列44中有384个检测器，因而在较佳实施例中扫描器40中有384个通道而N等于384。Δθ表示接连的投影之间盘46的转动量(即接连的投影之间的投影角的角增量)。在较佳实施例中，盘46在各次投影之间转动八分之一度并且扫描器40在单一扫描中生成2880个投影(即360度每度8次扫描)，因此在较佳实施例中Δθ等于0.125度。PDS矩阵的各行表示在单一投影角上采集的所有投影数据信号的测定值。在较佳实施例中，PDS矩阵中有2880行。PDS矩阵的各列表示在一次扫描期间所采集的一个通道的投影数据信号的所有测定值，在较佳实施例中的PDS矩阵中有384列。PDS矩阵具有循环性质，因为第一行是最后一行的延续，即PDS(i，0)＝PDS(i，360)。

图9A展示构成患者50的断面的单一扇束投影视图的一部分的一组射线1010。由于各射线是从基本上点源的X射线源42发出的，所有射线1010都不平行，而得出的投影为扇形束投影。PDS矩阵的各行对应于单一扇形束投影。重排序转换器916重新组织投影数据信号使得各重新组织的投影是由一组平行射线构成的，诸如图9B中所示的射线1020。

图10A-B展示一种较佳方法，它可被重排序转换器916用来生成重新组织的投影。图10A-B示出在生成两个接连的投影视图期间X射线源42及检测器阵列44的位置。在扫描期间，X射线源42及检测器阵列44绕圆1120的中心1110在逆时针方向上转动。在图10A中所示的第一次投影期间，射线1130入射在检测器44∶4上(即阵列44的第四通道中的检测器)。在下一次投影期间，如图10B中所示，射线1132入射在检测器44；3上(即阵列44的第三通道中的检测器)。在较佳实施例中，检测器之间的间隔是与生成接连的投影之间的转动量匹配的，从而射线1130平行于并略为偏离射线1132。在较佳实施例中，这一基本关系对于所有检测器都成立，因此在接连的投影期间入射在邻接的检测器上的任何两条射线是平行的并互相略为偏离。如上所述，在较佳实施例中Δθ等于0.125度，从而在较佳实施例中阵列44中的各检测器与其邻接的检测器间隔开0.125度。重排序转换器916利用这一基本关系重排序数据及生成重组的投影。

重排序转换器916最好重组PDS矩阵来构成重排序信号的矩阵RE，使得RE矩阵的各行等价于平行束构成的投影。重排序转换器916最好这样生成RE矩阵，使得RE矩阵的各元素RE(i，θ)是按式(3)中的公式选择的。

RE(i，θ)＝PDS(i，[i-j][Δθ]+θ)            (3)其中第i通道是最靠近检测器阵列的几何中心的通道。RE矩阵的各元素RE(i，θ)表示第i通道中对于θ平行束投影角的重排序信号的测定值。重排序转换器916也可使用低通滤波器来为各通道求出邻接的角度的投影的平均值。平均或分样的重排序矩阵RE将具有在较大的角间隔Δθ上的较少的行数。以这一方式分样RE矩阵减少后面的运算的计算量。

交错转换器916(图8中所示)接收重排序的信号并从中生成平行束信号。交错转换器918最好组合相隔180度的平行束投影的对以形成更浓的投影。图11A与11B展示X射线源42、患者50的断面、及分别用于零与180度投影角的检测器阵列44的空间关系。图11A-B中，检测器阵列44示出为包含7个检测器，而第四通道44：4中的检测器为阵列44的中心检测器。如上所述，在较佳实施例中，检测器阵列44拥有384个检测器，然而为了方便现在讨论7个检测器的实施例。在该较佳实施例中，检测器阵列44略为偏离盘46的中心1210，使得贯穿源42的焦点与中心1210的线1234并不通过中心检测器44：4的中心。这一检测器系统的布置更全面地在下述美国专利申请中描述：1994年2月3日提交的名为“改进扫描图象的质量的层析X射线摄影系统及方法”的美国专利申请号08/191,428(代理人卷号ANA-044)并转让给本受让人的，通过引用将其结合在此。

图12展示在零与180度投影角上的检测器阵列44与入射在检测器中的三个上的射线1310、1312、1314之间的空间关系。由于阵列44与盘46的中心1210之间的偏移，在零度投影角上的检测器阵列44略为偏离在180度上的检测器阵列44。结果，对于180度投影角的入射在第六通道检测器44：6上的射线1310对于零度的投影角落在分别入射在检测器44：2与44：3的射线1312与1314之间。在这一实例中，可能将检测器44：6看成是“中心”检测器而将检测器44：2与44：3看成是“相反方向邻接”的检测器。在各投影角上，各检测器测定患者的一部分的密度，并且通常由相反方向邻接的检测器所测定的部分比任何其它检测器测定的部分更靠近由中心检测器测定的部分(例如，在零度投影角上检测器44：2、44：3测定的部分比在180度投影角上检测器44：5、44：7测定的部分更靠近检测器44：6在180度投影角上测定的部分)。利用中心与相反方向上邻接的检测器之间的这一关系可以交错任何两个相隔180度的投影从而构成单一的更浓的投影。例如，图12中所示的布置的一个这种交错的投影是由量[RE(1，0)、RE(7，180)、RE(2，0)、RE(6，180)、RE(3，0)、RE(5，180)、RE(4，0)、RE(4，180)、RE(5，0)、RE(3，180)、RE(6，0)、RE(2，180)、RE(7，0)、RE(1，180)]组成的，其中RE(i，θ)是在投影角θ上从第一通道中的检测器生成的重排序的信号。交错转换器918以这一方式交错重排序的信号以构成更浓的投影。

交错转换器918最好地生成平行束信号的测定值的矩阵PAR，并且PAR矩阵的各元素PAR(i，θ)为第i通道中对平行束投影角等于θ的平行束信号的测定值。式(4)中示出PAR矩阵的结构。 $\mathrm{PAR}=\left[\begin{array}{cccc}\mathrm{PAR}(0,0)& \mathrm{PAR}\left(\mathrm{1,0}\right)& \…& \mathrm{PAR}(2N-\mathrm{1,0})\\ \mathrm{PAR}(0,\mathrm{\Δ\θ})& \mathrm{PAR}(1,\mathrm{\Δ\θ})& \…& \mathrm{PAR}(2N-1,\mathrm{\Δ\θ})\\ \mathrm{PAR}\left(\mathrm{0,2}\mathrm{\Δ\θ}\right)& \mathrm{PAR}\left(\mathrm{1,2}\mathrm{\Δ\θ}\right)& \…& \mathrm{PAR}(2N-\mathrm{1,2}\mathrm{\Δ\θ})\\ .& & & \\ .& & & \\ .& & & \\ \mathrm{PAR}(\mathrm{0,180}-\mathrm{\Δ\θ})& \mathrm{PAR}(\mathrm{1,180}-\mathrm{\Δ\θ})& \…& \mathrm{PAR}(2N-\mathrm{1,180}-\mathrm{\Δ\θ})\end{array}\right]---\left(4\right)$ 如式(4)中所示，PAR矩阵拥有两倍于PDS矩阵的列，及一半的行。因而PAR矩阵的各行表示包含两倍于PDS矩阵的行的数据。因此，可将各平行束投影想象成拥有两倍于扇形束投影的通道。稍为不同于PDS矩阵，PAR矩阵具有这样的循环性质，其中最后一行以相反的次序延续到第一行中，即PAR(0，180)＝PAR(2N-1，0)，PAR(1，180)＝PAR(2N-2，0)，及以此类推。在较佳实施例中，交错转换器918按式(5)中所示的公式生成PAR矩阵的元素。

对于0≤i＜N

PAR(2i，θ)＝RE(i，θ)

PAR(2i+1，θ)＝RE(N-1-i，θ+180)            (5)

众所周知，诸如转换器910(图8中所示)等用于将扇形束数据转换成平行束数据的平行束转换器通常包含内插滤波器，诸如滤波器920。然而通常将内插滤波器布置在紧随交错转换器918后面。由于检测器通常是间隔开的，使得相邻的检测器之间相对于X射线源的角位移对于所有检测器都是相等的，从而检测器在线性意义上不是等间隔的。因此，PAR矩阵的各行(即各平行束投影)包含不等间隔的数据点。并且，靠近各投影中央的元素相隔得比靠近各投影两端的元素远。内插滤波器插入数据并生成平行束数据的新矩阵，使得各投影的所有元素都是等间隔的。在系统900的较佳实施例中，内插滤波器920采用已知的技术内插数据并生成包含等间隔元素的投影，然而最好将滤波器920布置在纹理抑制滤波器70后面，而不是紧随在交错转换器918后面。然而，如果象先有技术中所做的那样将内插滤波器920布置在紧随交错转换器918后面，本发明也将工作得很好。

也如众所周知的，将扇形束数据转换成平行束数据通常要引入小的转动，使得零度平行束投影角不正好与零度扇形束投影角重合。如果不加校正，这一转动在生成重构图象中会导致略为从水平线转动。由于式(3)中使用的中心检测器“j”通常不正好在检测器阵列的中心上，通常会引入这一转动。转动量通常小于Δθ/2并可由内插滤波器920内背投影机72用众所周知的技术校正，或者也可以简单地加以忽略不计。

虽然纹理抑制滤波器70可以直接在投影滤波器47所生成的投影数据信号上操作，但是如果将平行束转换器910生成的平行束信号而不是投影数据信号作用在纹理抑制滤波器70上，纹理抑制滤波器910的性能能得到改进。

当纹理抑制滤波器70在投影滤波器47生成的扇形束投影数据上操作时，熟悉本技术的人员会理解，纹理抑制滤波器70每一次在PDS矩阵的一行上操作。例如，当纹理抑制滤波器70正在PDS矩阵的第一行上操作时(即θ等于0度的行)，为了理解滤波器70的处理，可想象为用该行的第一元素PDS(0，0)代入上面描述的信号PDS：1，而可想象用该行的第二元素PDS(1，0)来代入上面描述的信号PDS：2，以此类推。类似地，当纹理抑制滤波器70在平行束转换器910生成的平行束信号上操作时，则滤波器70每一次在PAR矩阵的一行上操作。例如，当纹理抑制滤波器70正在PAR矩阵的第一行上操作时，可想象将该行的第一元素PAR(0，0)代入上面描述的信号PDS：1，并可想象将PAR矩阵的第二元素PAR(1，0)代入上面描述的信号PDS：2及以此类推。由于PAR矩阵各行的元素是PDS矩阵一行的两倍，当滤波器70在平行束信号上操作时，最好包含两倍的通道(或2N个通道)。

已相对于抑制骨-软组织界面的抽样不足导致的纹理讨论了本发明。然而，如熟悉本技术的人员会理解的，纹理抑制滤波器70可用来抑制高幅高频信号中任何类型的不规则性或不完整性所导致的纹理。因此，纹理抑制滤波器70有效地减少在扫描期间由患者的活动及门架的有害运动或振动导致的纹理，以及由患者体内存在的高密度填料或植入物所导致的纹理。

也已相对于从一组诸如低通滤波器、加法器及减法器等部件构成的观点讨论了纹理抑制滤波器70。如熟悉本技术的人员会理解的，可以通过采用多路复用方案减少实现纹理抑制滤波器的部件的数目。例如，参见图5，可采用一个低通滤波器、一个减法器、一个门限装置、一个加法器及两个1：N多路复用器而不是采用所示的N个各种部件来构成纹理抑制滤波器70。此外，纹理抑制滤波器70也可用诸如数字计算机执行的软件程序等其它手段实现。

由于可以在不脱离这里所涉及的发明的范围的情况下在上述装置中作出一定的改变，旨在将包含在上述描述中或示出在附图中的所有事物解释为示例性的而非限制意义上的。

Claims (19)

1、一种供在计算机层析X射线摄影系统中使用的纹理抑制滤波器，该系统用于生成对象的图象，该系统包含用于生成多个投影数据信号的装置，每个投影数据信号表示对象的一部分的密度，该滤波器包括：

(A)空间滤波器装置，响应投影数据信号的领域，用于从中生成高频信号及低频信号，高频信号包含与投影数据信号的领域关联的高频分量，而低频信号则包含与投影数据信号的领域关联的低频分量；

(B)非线性滤波器装置，响应高频信号，用于通过非线性滤波高频信号从中生成经过滤波的信号；以及

(C)组合装置，响应低频信号及经过滤波的信号，用于通过组合低频信号与经过滤波的信号从中生成校正纹理的信号。

2、按照权利要求1的纹理抑制滤波器，其中该非线性滤波装置通过压缩具有相对高的幅值的一部分高频信号生成经过滤波的信号。

3、按照权利要求1的纹理抑制滤波器，其中该非线性滤波器装置包括用于生成作为高频信号、第一阈值、第二阈值、第一预选值及第二预选值的函数的经过滤波的信号的门限装置，其中当高频信号小于第一阈值时该经过滤波的信号等于第一预选值，当高频信号大于第一阈值而小于第二阈值时该经过滤波的信号等于高频信号，而当高频信号大于第二阈值时该经过滤波的信号等于第二预选值。

4、按照权利要求3的纹理抑制滤波器，其中第一与第二阈值是可选的。

5、按照权利要求3的纹理抑制滤波器，其中第一与第二阈值的幅值相等极性相反。

6、按照权利要求5的纹理抑制滤波器，其中第一预选值及第二预选值是可选的。

7、按照权利要求5的纹理抑制滤波器，其中第一预选值及第二预选值基本上等于零。

8、按照权利要求3的纹理抑制滤波器，其中第一预选值基本上等于第一阈值，而第二预选值基本上等于第二阈值。

9、按照权利要求1的纹理抑制滤波器，其中该空间滤波器装置包括用于低通滤波投影数据信号的领域生成低频信号的低通滤波器装置。

10、按照权利要求9的纹理抑制滤波器，其中该空间滤波器装置还包括用于从投影数据信号中减去低频信号而生成高频信号的减法器装置。

11、按照权利要求9的纹理抑制滤波器，其中该低通滤波器装置包括三点滤波器。

12、按照权利要求9的纹理抑制滤波器装置，其中该低通滤波器装置包括五点滤波器。

13、按照权利要求1的纹理抑制滤波器，其中该组合装置包含用于通过相加低频信号与经过滤波的信号而生成校正纹理的信号的加法装置。

14、一种抑制对象的计算机层析X射线摄影图象中的纹理的方法，包括下述步骤：

(A)生成多个投影数据信号，每个投影数据信号表示对象的一部分的密度；

(B)空间滤波投影数据信号的领域以生成高频信号及低频信号，该高频信号包含与该领域关联的高频分量，而该低频信号则包含与该领域关联的低频分量；

(C)非线性滤波高频信号以生成经过滤波的信号；以及

(D)组合该经过滤波的信号及该低频信号以生成校正纹理的信号。

15、按照权利要求14的方法，其中该组合步骤包括相加该经过滤波的信号与该低频信号。

16、按照权利要求14的方法，其中该空间滤波步骤包括低通滤波投影数据信号的领域以生成该低频信号。

17、按照权利要求16的方法，其中该空间滤波步骤还包括从投影数据信号之一减去该低频信号以生成该高频信号。

18、一种供在计算机层析X射线摄影系统中使用的多通道滤波器，该系统用于生成对象的图象，该系统包含用于在各通道中生成投影数据信号的装置，各该投影数据信号表示对象的一部分的密度，该滤波器用于减少图象中的纹理，该滤波器包括：

(A)多通道空间滤波器装置，响应投影数据信号，用于在各通道中从中生成高频信号及低频信号，各高频信号包含与投影数据信号的领域关联的高频分量，而各低频信号则包含与投影数据信号的领域关联的低频分量；

(B)多通道非线性滤波器装置，响应高频信号，用于在各通道中从中生成经过滤波的信号，该非线性滤波器装置通过非线性滤波一条通道中的高频信号而在这一通道中生成经过滤波的信号之一；以及

(C)多通道组合装置，响应低频信号与经过滤波的信号，用于在各通道中从中生成校正纹理的信号，该组合装置通过组合一条通道中的低频信号与经过滤波的信号而在这一通道中生成一个校正纹理的信号。

19、一种供在计算机层析X射线摄影系统中使用的纹理抑制滤波器，该系统用于生成对象的图象，该系统包含用于生成多个投影数据信号的装置，各该投影数据信号表示对象的一部分的密度，该滤波器包括用于滤波投影数据信号及通过抑制投影数据信号中具有相对高的幅值的高频分量部分而生成多个校正纹理的信号的非线性滤波器装置。

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