CN1487478A - Ct中调节清晰度和噪声的图像回溯滤波及窗口控制滤波 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种用于在计算机断层造影中为调节清晰度和噪声对CT图像进行回溯滤波和窗口控制式滤波的方法以及实现该方法的计算机断层造影设备和计算机软件产品。该对CT图像进行窗口控制式滤波的方法包括以下步骤：a)利用CT设备或者C－弧段形设备拍摄一个CT原始数据组；b)从该CT原始数据组借助于一个例如尖锐的折叠核和一个例如窄的层敏感断面再现一个一次数据组；c)提供一个传递函数作为窗口宽度和图像清晰度之间的函数关系；d)在传递函数的基础上，根据为所选层选择的窗口宽度，通过一种图像处理过程自动对一个所选择的、位于一次数据组中的层的CT图像的清晰度进行计算。

Description

CT中调节清晰度和噪声的 图像回溯滤波及窗口控制滤波

技术领域

本发明涉及一种用于对CT图像进行回溯滤波或窗口控制式滤波的方法。本发明还涉及一种实现这种对CT图像进行回溯滤波或窗口控制式滤波的方法的计算机断层造影设备和计算机软件产品。

背景技术

借助于如X射线计算机断层造影(CT)这样的现代医学诊断方法，可以获得待检查的测量对象的图像数据。通常待检查的测量对象是一位患者。

X射线计算机断层造影(以下简称CT)是一种专门的X射线拍摄方法，其图像构成原则上与传统的X射线层析拍摄方法不同。在CT拍摄中得到一种基本上与身体轴方向垂直的横向断层图像，即身体层的图形。图像中示出的针对组织的物理量是X射线衰减值在断层平面中的分布μ(x，y)。通过再现那些由所使用的测量系统从多个不同视角提供的μ(x，y)二维分布的一维投影来得到CT图像。

CT图像既可以借助一个具有在整个圆周方向连续运行的扫描系统的CT设备产生，也可以通过一个具有仅在小于360°的范围内转动的扫描系统的C-弧段形(C-Bogen)设备产生。以下缩写“CT”(例如在“CT原始数据”中的CT)指这两种类型设备。

投影数据根据吸收定律

$\ln \frac{I_0}{I}=\underset{L}{\∫}\mathrm{\μ}(x,y)\mathrm{dl}...\left(1\right)$

由X射线在通过待造影的层的路径后的强度I和其在X射线源处的原始强度I₀来确定。积分路径L表示所观测的X射线所经历的二维衰减分布μ(x，y)的路径。这样，一个图像投影由那些从一个视向的X射线获得的、通过对象层的线段积分的测量值组成。

通过一种在层平面内围绕对象旋转的组合式X射线管检测器系统得到来自不同方向的投影(以投影角α为特征)。这种目前最常见的设备是所谓的“扇形投射设备(Fcherstrahlgert)”，其中，射线管和一个探测器阵列(一种探测器的线性排列)在层平面内共同围绕一个同样是圆形测量场中心的转动中心旋转。这里对需要很长测量时间的“平行投射设备(Parallel-strahlgert)”不作介绍。然而，可以指出，从扇形投影转换到平行投影或反向转换是可能的，因而结合一个扇形投射设备作出说明的本发明也可以不受限制地应用到平行投射设备中。

在扇形投射几何中，一张CT照片由到达的射线的线性积分值-ln(I/I₀)组成，这些射线以该投影角α∈[0，2π)和该确定检测器位置的扇形角β∈[-β₀，β₀](β₀是扇形张角的一半)的二维结合为特征。因为测量系统仅仅支配有限数量(k个)探测器元件，并且测量由有限次(y次)投影组成，所以这种结合是离散的，且可以通过一个矩阵表示：

$\tilde{p}({\mathrm{\α}}_y,{\mathrm{\β}}_k):\[\mathrm{0,2}\mathrm{\π})\×\[-{\mathrm{\β}}_0,{\mathrm{\β}}_0\]...\left(2\right)$

以及

$\tilde{p}(y,k):(\mathrm{1,2},...N_p)\×\[\mathrm{1,2},...N_s\]...\left(3\right).$

矩阵 称为对于扇形投射几何的Sinugramm。投影次数y和信道数k处于1000的数量级。

按照方程(1)建立对数，则得到总投影的线性积分

$p(\mathrm{\α};\mathrm{\β})=\ln \frac{I_0}{I}=\underset{L}{\∫}\mathrm{\μ}(x,y)\mathrm{dl}...\left(3a\right),$

其总和也称为分布μ(x，y)的Radon-变换。这种Radon-变换是可逆的，因此可以通过反向变换(Radon-逆变换)由p(α，β)计算出μ(x，y)。在该反向变换中通常使用一种折叠算法(Faltungs-Algorithmus)，其中，每个投影的线性积分首先用一个专用函数进行折叠，然后再沿原始的投射方向反投影到图像平面。此基本上代表了折叠算法特征的专用函数被称为“折叠核(Faltungskern)”。通过这种折叠核的数学形式，存在着在由CT原始数据再现CT图像时有目的地影响图像质量的可能性。例如可以通过一个相应的折叠核来加强高频，以便提高图像中的位置分辨率，或者通过一个相应其它类型的折叠核来削弱高频，以减小图像噪声。总而言之，在计算机断层造影的图像再现中可以通过选择一个合适的折叠核来影响以图像清晰度/噪声和图像对比度(两者的作用互补)为特征的图像特性。其中，在图像清晰度和图像噪声之间存在一种直接比例关系，即在提高图像清晰度时，噪声也提高了同样的比例。

在CT中通过计算μ分布再现图像的原理在此不再进一步说明。CT图像再现的详细描述例如在“Bildgebende Systeme fuer die medizinischeDiagnostik”，3.Auflage，Muenchen；Publicis MCD Verlag，1995，Hrsg.：Morneburg Heinz，ISBN 3-89578-002-2中给出。

但是，随着透视层的μ分布的计算，图像再现的任务还没有结束。衰减系数μ的分布在医学应用领域仅仅代表一种解剖结构，其还必须表示成一种X射线图像的形式。

按照G.N.Hounsfield的建议，通常是将(具有计量单位为cm^-1的)的线性衰减系数μ的值变换到一种无量纲尺度，在该尺度中，水的值为0，而空气的值为-1000。这种“CT数”的换算公式是：

CT数＝1000(μ-μ_水)/μ_水                   (4)。该CT数的单位称为“Hounsfield单位”(HU)。这种称为“Hounsfield尺度”的尺度非常适合表示解剖组织，因为该HU单位用μ水的千分数表示偏差，而大部分身体实际组织的μ值仅与水的μ值相差很少。在(从对于空气的-1000至大约3000的)数字范围中仅仅将整数应用于图像载体。

但是，在整个尺度范围建立大约4000个值远远超出了人的眼睛的识别能力。此外，使观察者感兴趣的经常只是一个较小段的衰减值范围，例如，仅仅相差大约10HU的脑部物质的较灰和较白的差别。

鉴于此，采用所谓的将图像开窗的方法(开窗术，英语为Windowing)。其中，只选取CT值尺度的一部分，并在所有可用灰度级别上展开。在所选窗口内部的小的衰减差别也由此变成可以识别的灰度差别，而所有低于该窗口的CT值表示为黑色，所有高于该窗口的CT值表示为白色。图像窗口既可以在其中心级别又可以在其宽度上任意变化。

在计算机断层造影中感兴趣的是采取多平面重组(MPR或二次断面)。多平面重组是由一个体数据组(也称为一次数据组，并通常由薄的轴向层表示)计算出的任意合适的平面CT图像。因为像素通常不出现在体数据组中定义的位置，并且应当可以任意设置一个MPR的层厚度，因而在此必须适当地进行内插。特别是在一台新的CT设备中体数据组的分辨率接近于各向同性。鉴于此，从这种体数据组计算出与一次图像质量不同的高质量MPR。

但是，在一个好的诊断图像评估范围中同样感兴趣的是通过适当的滤波器来处理一MPR的图像特性(基本上由清晰度和噪声来表征)。重组的清晰度和噪声基本上由一次轴向图像的清晰度和噪声以及由在生成MPR时所设置的层厚确定。

因此，感兴趣的是建立具有不同图像特性的CT图像、尤其是MPR，因为对相应组织的相同拍摄的不同评定(即不同医疗分析)要求对所拍摄组织采用不同类型的建立方式。

在现有技术中，对二次断面图像特性的一种针对性处理是这样进行的：通过一种具有改变的折叠核参数的新的图像再现从原始数据确定一个新的体数据组，随后在该新的一次数据组的基础上重新生成该原始的二次断面。这意味着利用一个具有不同特性(例如另一种清晰度)的另一种折叠核进行再现。

通过这种公知的处理方式，只能部分地实现上述将尤其是二次断面的CT图像的图像特性按诊断要求作优化适配的目标。一种与随后利用相匹配参数的更新的首次再现仅仅改变与患者轴相垂直方向的清晰度。患者轴在下面将称为z轴。在由这种再现产生的MPR中，图像特性沿z向不变。

为了沿z向得到所希望的结果，必须分别与该首次再现的层断面(英语为：Slice Sensity Profile，层敏感断面，即SSP)相适应。迄今为止，这种适应仅仅可能以离散的步骤进行，这意味着，在当前的CT设备中不能提供一个用于任意精确确定SSP(它原则上也可以称为轴向清晰度)的函数。即使在首次再现中可以使用一个任意的SSP，产生合适的改变的二次断面还要求巨大的操作和计算时间的花费。

发明内容

因此，本发明要解决的技术问题是按照诊断优化的观点提供用于改进和简化CT图像滤波的新技术，包括改进和简化CT图像滤波的方法以及实现该方法的计算机断层造影设备和计算机软件产品。

按照本发明，提出了第一种用于对CT图像滤波的方法，其包括下列步骤：

a)利用CT设备或者C-弧段形设备拍摄一个CT原始数据组，

b)从该CT原始数据组借助于一个例如尖锐的(scharf)折叠核和一个例如窄的层敏感断面再现一个一次数据组，

c)提供一个传递函数作为窗口宽度和图像清晰度之间的函数关系，

d)在传递函数的基础上，根据为所选层选择的窗口宽度，通过一种图像处理过程自动对一个所选择的、位于一次数据组中的层的CT图像的清晰度进行计算。

其中，按照本发明第一种方法的第一实施方式，图像处理过程中窗口的宽度至少与该三维折叠核的一个参数耦合，利用该折叠核将一次数据组重新折叠，并就图像清晰度而言至少对一层进行修改。

按照本发明第一种方法的第二实施方式，图像处理过程中窗口的宽度至少与一个二维折叠核的一个参数耦合，至少有一层用该折叠核重新折叠，且就图像清晰度进行修改。

在这两个实施方式中避免用改变了的核参数进行重新再现以及重新计算二次断面，这产生了一种本质上更快的方法。

优选在开始时将一次数据组用一个最尖锐的折叠核和一个最窄的层敏感断面再现。

按照本发明，该层可以是一个轴向层或者一个二次层。

此外，窗口宽度的选择由使用者借助于鼠标或者键盘来实现。

进一步还可优选该传递函数附加表示一种窗口宽度和层敏感断面之间的函数关系。

此外，按照本发明提出的第二种对CT图像滤波的方法包括下列步骤：

(1)利用CT设备或者C-弧段形设备拍摄一个CT原始数据组，

(2)利用一个例如尖锐的折叠核和一个例如窄的层敏感断面再现一个一次数据组，

(3)在该一次数据组的基础上再现一个具有相应图像特性的图像组(Bildstapel)，

(4)通过一个在图像计算机背景中运行的图像处理过程计算该图像组的一种改变了的图像特性，

(5)将该具有改变了的图像特性的CT图像形式的图像组可视化。

其中，在本发明第二种方法的第一实施方式中，使用者通过一个输入接口可以至少改变三维一次数据折叠核的一个参数，然后利用该折叠核在图像处理过程中对一次数据组重新进行折叠，并由此确定一个新的图像组，就图像清晰度而言对该图像组进行修改。

在本发明第二种方法的第二实施方式中，使用者通过一个输入接口可以至少改变一个二维折叠核的一个参数，然后利用该折叠核在图像处理过程中对图像组的各层单独进行折叠，且就其图像清晰度进行修改。

步骤(4)和(5)可以由使用者重复多次，直到得到满意的图像特性。

按照本发明，图像组可以为一组轴向图像或一组任意二次断面。

本发明的另一个方面是，在图像特性未达要求时还可以改变包含在图像组中的一层的层厚。

此外，本发明提出了一种用于实施前面所述方法的计算机断层造影设备，该设备具有一台执行CT图像处理各个步骤的计算机。

同样，本发明提出了一种计算机软件产品，当该产品在与一台计算机断层造影相连的计算装置上运行时，它实现前面所述的任一种方法。

附图说明

下面结合附图和相应的实施方式对本发明的其它特征、特性和优点作进一步说明：

图1示意地表示用于本发明扇形投射方法(Fcherstrahlverfahren)的CT设备；

图2示出一种Hounsfield尺度，其中给出了人体不同器官的Hounsfield单位(HE)；

图3示出了在建立CT图像时的一种开窗术(Windowing)；

图4示出一种本发明的传递函数；

图5示出一个3D折叠核的椭圆体等位面，该椭圆体与一特征平面相交；

图6示出了由该特征平面给出的椭圆形等位线。

具体实施方式

图1示意地表示用于按本发明工作的扇形投射方法中的计算机断层造影设备。在该设备中X射线管1和射线接收器2(检测器)共同围绕一个同时也是圆形测量场5中心的转动中心转动，待检查的患者3位于该测量场5中的患者卧榻4上。也可以使用一台C-弧段形设备替代计算机断层造影设备。为了能够检查患者3不同的平行平面，患者卧塌可以沿身体纵轴移动。从图中可以看出，在CT拍照时给出横向断面图像，即基本上与身体轴垂直取向的身体层的图形。这种分层表示方法描述了衰减值μ_z(x，y)分布的本身(其中z是在身体纵轴上的位置)。该计算机断层造影(下面称为CT)需要非常多的角度α下的投影。为了产生一张层照片，由X射线管1发射的投射锥体这样被遮挡，以形成一个投射通过该照射层的一维中心投影的平面投射扇形。为了精确地再现衰减值μ_z(x，y)分布，该投射扇形必须与转动轴垂直，且还这样宽地展开，使得由每个投影方向α出发而得到的投射扇形完全覆盖了测量对象上被对准的层。该透过待测对象的投射扇形由线性设置在圆弧段上的检测器接收。在商业上常见的设备中有直到1000个检测器。单个的检测器以电信号对射入的射线作出响应，该信号的幅度与投射强度成比例。

每个属于一次投射α的检测信号分别由一个测量电子装置7记录，并传送到一台计算机8。利用计算机8对所测得的数据按合适的方式进行处理，并首先以一个用所谓戈登(Gordon)单位表示的Sinugramm形式(其中，投射α作为相应信道β测量值的函数记录)、然后以一个用Hounsfield单位表示的自然X射线图像的形式在一个监视器6上可视化。

本发明旨在提供简单、快速的方法，以使CT图像、特别是二次断面的图像特性能适应诊断的需要。

与上述现有技术相反，本发明第一种方法的第一实施方式是对由原始数据获得的体数据组进行直接滤波。其中，在第一步骤中借助于检测元件2以衰减图的形式对不同投射的原始数据进行测量，并沿身体轴在不同相邻层中对原始数据进行测量。该原始数据由测量电子装置7记录，并传送至计算机8，该计算机在第二步骤中从该CT原始数据组计算出一个一次数据组(体数据组)，该数据组以HU单位的形式表示了用于计算轴向或者二次断面图像的基础。本发明方法的其它步骤是在CT设备的计算机8中进行纯计算以及在监视器6上可视化。

这样，在本发明第一种方法的第一实施方式中，通过一种三维折叠(Faltung)实现本发明对一次数据组回溯的滤波，其中，将一种三维矩阵形式的三维折叠核直接应用到体数据组上。于是，该体数据组按这样一种方式改变，使得由此产生的二次断面具有所希望的图像特性。

轴向一次图像沿横向(即x-y方向)的频率特性由所采用的再现算法的调制-传输-函数(Modulations-bertragungs-Funktion)确定，并通常是各向同性的。该调制-传输-函数给出，具有何种幅度的何种(位置)频率在图像中是可见的。其中，该调制传输函数基本上取决于X射线系统的几何形状(聚焦宽度、横向上的检测信道数、每圈的投射次数等)和在再现中所使用的折叠核。在z向由测量系统部分(聚焦长度、检测元件的宽度等)和算法部分(螺旋算法中的轴向加权函数)组成的SSP定义了频率空间的特性。通常，该方向(在3D各向同性的分辨率情况也是如此)表示与轴向层平面相对。

一种对图像特性具有预期作用的三维折叠核可以相对于z轴径向对称，而z轴具有特殊作用。但是，通常沿所有三个空间轴滤波器特性是不同的。

为了用图来说明，假设对应于滤波的3D折叠核是一个高斯函数，其中，沿着所有轴的宽度通常是不同的。则这种折叠核的等位面是一个具有不同半轴的椭圆体表面，如图5所示那样。基于这种椭圆体来确定体数据组，然后在该数据组的基础上内插二次断面(MPR)。

本发明第一种方法的第二实施方式是直接对二次断面(MPR)进行滤波。这里，通常优选根据事先设置的二次断面的层厚和空间位置进行二维折叠。为此所需的二维折叠核是一个二维矩阵，该矩阵通过将该3D折叠核与该相应二次断面的特征平面相交而得到。该特征平面通过一个与二次断面平行的、通过坐标原点的平面清楚地确定，并定义了该二次断面的位置。在通常情况下，二维折叠核的等位线为具有通常相对笛卡儿几何旋转轴的椭圆。在图6中示出了这种椭圆。

只要由计算二次断面的算法确定了与MPR平面相垂直的特性，则两实施方式，即对体数据组进行3D折叠并然后计算MPR(3D滤波器+MPR)和计算MPR并然后用2D折叠核进行滤波(MPR+2D滤波器)其实是等效的。于是，例如在计算MPR时由使用者借助于一个内插函数来设置层厚。尤其在二维滤波时仅仅MPR横向特性还应该作出改变。

尤其是，本发明第一种方法的第二实施方式(在已有的MPR上运用二维折叠核)可以在一个单一的步骤中改变已有的MPR的图像特性(清晰度，噪声)。在典型的每MPR大约100ms的计算时间时，对于从原始数据到重新再现一次数据组，并然后重新计算二次断面来说，该方法明显比常规方法快。如果以100幅一次图像组(从中计算出50个二次断面)为基础，则按常规的方法每秒钟再现两幅一次图像，单单为再现就需要50秒。此外，还要为此产生二次断面。相反，按照本发明第一种方法的第二实施方式仅仅需要大约5秒。

本发明第一种方法的3D折叠形式的实施方式不能完全做到象直接对已经计算出的二次断面进行折叠那样快，因为在重新计算二次断面之前要重新确定具有一个3D折叠核的体数据组，这比现有MPR的单纯折叠更费时间。然而，这种做法的优点在于，能够事后通过新计算的体加入最后具有所希望图像特性的任意二次断面。

本发明的另一个方面是，本发明第二种方法向使用者提供了一种可以借助一个最后应该在计算机8上实现的、合适的可视接口(英语为Interface)简单、快速地使CT图像(尤其是MPR)的图像特性与诊断要求相适配的可能性。特别是可以由此用不同的图像特性(图像清晰度和图像噪声)表示不同的解剖组织类型。

本发明第二种方法利用了这样的事实：不同组织结构的CT值(HU值)处于Hounsfield尺度的不同区域中。

在图2中表示了该Hounsfield尺度。各个器官的CT值占有专门的区域，明显与所使用的X射线频谱无关。于是，肺组织和脂肪由于其密度低及与此相应的低衰减具有一个从-950到-550以及从-100到-80区域的负CT值。大部分其它组织处于正值区域(肾：20-40，心脏：40-100，血液：50-60，肝：50-70)。骨骼组织由于钙的高原子序数和与此相应的高衰减具有直到2000HU的CT值。

对于常规CT设备，为表示整个Hounsfield尺度可供使用不同的灰度值有4096(＝2¹²)种。然而，观察者仅仅能够区分最多60到80灰度级别。由于这种原因，正如已经提到的，在CT成像中采用一种开窗术(英语：Windowing)，其中，将整个灰度值尺度设置在一个感兴趣的HU区间上。例如在图3中表示了紧密的骨骼物质的区域。使用者交互地通过用鼠标或者旋钮设定中心(窗口位置C)和宽度(窗口宽度W)来确定该窗口。在图3的例子中，中心位于C＝2000，窗口宽度为W＝400。其中，将窗口分配在白和黑的之间的10个灰度级别上。

通常开窗术这样来实现，使其最佳地表示出感兴趣的组织结构。一个典型的应用实例是一张CT肺部照片(胸部)，其中，具有明显反差的支气管(Bronchialaeste)和平淡反差的肺部软组织对于诊断都是重要的。为了显示支气管，有目的地选择一个大的窗口，并由此具有在光学上降低噪声的优点，因为具有最大幅度的噪声在开设一个较大的窗口时被压缩了很多。为了分辨软组织的细微结构，则以合适的方式选择一个小的窗口，虽然其图像清晰度高，但同时带来了与此相应的高的噪声幅度。

如果为表示图像所选的窗口宽度确定了清晰度参数和与此相应的图像特性，则从诊断角度考虑是有意义的。本发明的思路也建立在：使为表示图像所选的窗口宽度与图像清晰度和噪声相耦合。为此，按照本发明定义了一种传递函数(Transferfunktion)，该传递函数将所选的窗口宽度单一地配属于一个折叠核。图4表示了这样一种传递函数。横座标表示窗口宽度，纵座标表示图像清晰度。有意义的是该传递函数是一个单调递增曲线，因为在给定的最大噪声幅度时随着窗口宽度的增加噪声被进一步地压缩，且图像对比度提高。但是，一般可以在窗口宽度和图像清晰度之间选择一个任意的、有益地支持诊断的关系。

通过这种在本发明CT设备的计算机8中由软件实现的窗口宽度和图像清晰度之间的函数关系，使用者可以按照本发明第二种方法的第一实施方式，在该传递函数的基础上，通过在一个图像处理过程中对作为该处理基础的体数据组进行滤波的滤波器，改变一个所选择的、位于该体数据组的层的CT图像的图像清晰度。其中，通常如上面已详细描述的那样，沿所有三个空间轴的图像特性(该作为实现滤波基础的折叠核的特性)是不同的。这样，折叠核的等位面直观地是具有不同半轴的椭圆体的表面。该体数据组的滤波器的优点在于可以事后在该体数据组中包括任意带有相应修改图像特性的层。

但是，出于(计算)速度的考虑，在本发明第二种方法的第二实施方式中，通过使用一个二维折叠核对二次断面作直接滤波。二次断面(MPR)的空间位置通过一个与二次断面平行的、通过座标原点的平面(以下称作“特征平面”)单一地确定。如已说明的和图6所示的那样，所采用的2D折叠核是作为3D折叠核(椭圆体)与特征平面相交的椭圆形断面给出。

本发明第二种方法的第二实施方式的滤波是通过对一个预定参考体的相应二次断面(MPR)进行二维折叠来实现的。该参考体是例如借助于最尖锐的折叠核和最窄的层敏感断面从原始数据组计算出的一次数据组(原始体数据组)。

通常本发明第二种方法的第一实施方式的上述滤波这样实现：按照预先给出的传递函数，根据窗口宽度，通过一个在计算机8中执行的图像处理过程调整三维滤波特性。参考体借助相应的三维折叠核与所希望的图像特性相适应，并然后由此计算出对应的二次平面(MPR)。最后显示出具有所选窗口宽度的各个二次平面。

这种对CT图像作窗口控制滤波的实际实现例如这样进行：使用者在计算机8的监视器6上用鼠标在可视界面上相应于诊断目的改变窗口宽度(窗口调节)，并按照传递函数相应地同时改变作为基础的折叠核的滤波特性。这样，仅仅通过窗口宽度的变化使图像特性(特别是清晰度和噪声)与使用者的诊断要求相适应。

上述两种本发明的方法不仅对二次断面图像的合适显示具有深远意义、而且在医疗例行程序中尤其对轴向层析图像的诊断分析也具有深远意义。

Claims (17)

1.一种用于对CT图像进行窗口控制式滤波的方法，该方法包括以下步骤：

a)利用CT设备或者C-弧段形设备拍摄一个CT原始数据组，

b)从该CT原始数据组借助于一个例如尖锐的折叠核和一个例如窄的层敏感断面再现一个一次数据组，

c)提供一个传递函数作为窗口宽度和图像清晰度之间的函数关系，

d)在传递函数的基础上，根据为所选层选择的窗口宽度，通过一种图像处理过程自动对一个所选择的、位于该一次数据组中的层的CT图像的清晰度进行计算。

2.按照权利要求1所述的方法，其特征在于：在所述图像处理过程中，所述窗口的宽度至少与该三维折叠核的一个参数耦合，利用该折叠核将所述一次数据组重新折叠，并就图像清晰度而言至少对一层进行修改。

3.按照权利要求1所述的方法，其特征在于：在所述图像处理过程中，所述窗口的宽度至少与一个二维折叠核的一个参数耦合，至少有一层用该折叠核重新折叠，且就图像清晰度进行修改。

4.按照权利要求1所述的方法，其特征在于：所述一次数据组用一个最尖锐的折叠核和一个最窄的层敏感断面来再现。

5.按照权利要求1至4中任一项所述的方法，其特征在于：所述层是一个轴向层。

6.按照权利要求1至4中任一项所述的方法，其特征在于；所述层是一个二次层。

7.按照权利要求1至6中任一项所述的方法，其特征在于：所述窗口宽度的选择由使用者借助于鼠标或者键盘来实现。

8.按照权利要求1至7中任一项所述的方法，其特征在于，所述传递函数附加表示了一种窗口宽度和层敏感断面之间的函数关系。

9.一种用于对CT图像进行回溯滤波的方法，该方法包括以下步骤：

(1)利用CT设备或者C-弧段形设备拍摄一个CT原始数据组，

(2)在一个例如尖锐的折叠核和一个例如窄的层敏感断面的基础上再现一个一次数据组，

(3)在该一次数据组的基础上再现一个具有相应图像特性的图像组，

(4)通过一个在图像计算机背景中运行的图像处理过程计算该图像组的一种改变了的图像特性，

(5)将该具有改变了的图像特性的CT图像形式的图像组可视化。

10.按照权利要求9所述的方法，其特征在于：使用者通过一个输入接口可以至少改变所述三维一次数据折叠核的一个参数，然后利用该折叠核在所述图像处理过程中对所述一次数据组重新进行折叠，并由此确定一个新的图像组，就图像清晰度而言对该图像组进行修改。

11.按照权利要求9或10所述的方法，其特征在于：使用者通过一个输入接口可以至少改变一个二维折叠核的一个参数，然后利用该折叠核在所述图像处理过程中对所述图像组的各层单独进行折叠，且就其图像清晰度进行修改。

12.按照权利要求9至11中任一项所述的方法，其特征在于：所述步骤(4)和(5)可以由使用者多次重复，直到得到满意的图像特性。

13.按照权利要求9至12中任一项所述的方法，其特征在于：所述图像组为一组轴向图像。

14.按照权利要求9至12中任一项所述的方法，其特征在于：所述图像组为一组任意二次断面。

15.按照权利要求9至14中任一项所述的方法，其特征在于：在所述图像特性未达要求时还可以改变包含在所述图像组中的一层的层厚。

16.一种用于实施权利要求1至15中任一项所述方法的计算机断层造影设备，该设备具有一台执行CT图像处理各个步骤的计算机。

17.一种计算机软件产品，其特征在于：当该产品在与一台计算机断层造影设备相连的计算装置上运行时，它实现权利要求1至15中任一项所述的方法。

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