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Die
Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Verbesserung
der visuellen Erkennbarkeit in medizinischen Bildern mit hohem Helligkeitsumfang
durch elektronische Manipulation der dargestellten Helligkeitswerte,
insbesondere in Röntgen-
oder CT-Bildern, in denen die Helligkeit eines Pixels den Absorptionswerten
des durchleuchteten Objektes entsprechen, wobei das Bild zumindest
Weichteilstrukturen und Knochenstrukturen darstellt und entsprechend
Bildbereiche mit im wesentlichen zwei unterschiedlichen Helligkeitsintervallen
aufweist, wobei ein erstes Helligkeitsintervall der Knochenstruktur
und ein zweites Helligkeitsintervall der Weichteilstruktur entspricht.
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Grundsätzlich sind
solche Verfahren und Vorrichtungen zur Verbesserung der Bildqualität in der
Bildbearbeitung von medizinischen Darstellungen, insbesondere im
CT-Bereich, allgemein bekannt. Eine Möglichkeit besteht darin zur
Korrektur bestimmter physikalischer Effekte wie Streustrahlung,
Extra-Fokalstrahlung, oder ähnliches
bei der Rekonstruktion eines CT-Bildes bei den verwendeten Faltungskernen
eine sogenannte Cupping-Korrektur anzuwenden. Dabei handelt es sich
im Wesentlichen um einen Filter, der hohe Ortsfrequenzen anhebt,
wobei der steilste Anstieg jedoch bei relativ niedrigen Ortsfrequenzen
liegt.
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Bezüglich des
Standes der Technik wird beispielsweise auf die Offenlegungsschrift
DE 102 29 113 A1 verwiesen.
In dieser Schrift wird ein Verfahren zur organspezifischen Bildoptimierung
in der Computer-Tomographie beschrieben, in der Schichtbilder mit
HU-Werten über
eine Grauwert-Skala erstellt werden, eine HU-Werte-Häufigkeitsverteilung
des Schnittbildes in einem Histogramm erzeugt und das Histogramm
in verschiedene organspezifische HU-Bereiche unterteilt wird. Anschließend werden
Bildfilter unterschiedlicher Filterbreite zu den verschiedenen HU-Bereichen
zugeordnet und die den jeweiligen HU-Bereichen zugehörigen Bildpixel mit den entsprechenden
Bildfiltern spezifisch gefiltert.
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Aus
der Patentschrift
US
6,463,167 B1 ist außerdem
ein Verfahren zur Verbesserung medizinischer Bilder einschließlich der
Identifizierung mindestens einer physikalisch charakteristischen
Gewebestruktur, basierend auf einer Charakteristik eines Teils des
Bildes, bekannt, wobei eine Bildverarbeitungstechnik auf diesen
Bildanteil verwendet wird, der durch seine charakteristischen Gewebeeigenschaften
erkannt wurde.
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Aus
der Schrift Chang; Wu: Image contrast enhancement based on a histogram
transformation of local standard deviation. IEEE Trans. on Medical
Imaging, Vol. 17, Aug. 1998 Seite 518–531 sind außerdem adaptive
Verfahren zur Anpassung des Kontrastes von Bereichen mit unterschiedlichen
Dämpfungscharakteristik beschrieben.
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Diese
oben beschriebenen Korrekturverfahren können nicht beliebig stark angewendet
werden, da es bei einer zu großen
Verstärkung
der Cupping-Korrektur zu unerwünschten
Effekten an Kanten mit hohem Kontrast kommt und damit die Erkennbarkeit
der Strukturen stark leidet.
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Es
ist daher Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren zur Verbesserung
der visuellen Erkennbarkeit in medizinischen Bilder mit hohem Helligkeitsumfang
zu finden, die die oben geschilderten negativen Effekte vermeidet.
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Diese
Aufgabe wird durch die Merkmale des Patentanspruchs 1 gelöst. Vorteilhafte
Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche.
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Der
Erfinder hat erkannt, dass medizinische Bilder, insbesondere CT-Bilder,
sich dadurch auszeichnen, dass sie mindestens zwei typische Bildbereiche,
nämlich
die Darstellung von Knochen einerseits und Weichteilen andererseits,
aufweisen, wobei diese jeweils einen begrenzten, zum Teil relativ
engen Helligkeitsumfang in sich aufweisen, jedoch bezüglich ihres
Mittelwertes der Helligkeit wiederum relativ weit auseinander liegen.
Hierin liegt das Problem der Filterung. Dieses Problem lässt sich
jedoch beheben, wenn die beiden Helligkeitsintervalle stark angenähert werden,
ohne sich zu überschneiden,
hierauf eine Kontrastanhebung vorgenommen wird und anschließend die
Helligkeitsintervalle wieder zum Anfangszustand zurückgeführt werden, wobei
der erhöhte
Kontrast erhalten bleibt.
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Demgemäß schlägt der Erfinder
vor, das Verfahren zur Verbesserung der visuellen Erkennbarkeit
in medizinischen Bildern mit hohem Helligkeitsumfang durch elektronische
Manipulation der dargestellten Helligkeitswerte, insbesondere in
Röntgen- oder CT-Bildern,
in denen die Helligkeit eines Pixels den Absorptionswerten des durchleuchteten
Objektes entsprechen, wobei das Bild zumindest Weichteilstrukturen
und Knochenstrukturen darstellt und entsprechend Bildbereiche mit
im wesentlichen zwei unterschiedlichen Helligkeitsintervallen aufweist,
wobei ein erstes Helligkeitsintervall der Knochenstruktur und ein
zweites Helligkeitsintervall der Weichteilstruktur entspricht, zu
verbessern.
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Die
Verbesserung des bekannten Verfahrens erfolgt, indem zumindest die
folgenden Verfahrensschritte durchgeführt werden:
- – ein Ursprungsbild
B mit den Pixelwerten I(x,y) wird durch eine nichtlineare Skalierung
G der Helligkeitswerte auf ein erstes Zwischenbild G(B) so abgebildet,
dass sich das erste Helligkeitsintervall H1 dem
zweiten Helligkeitsintervall H2 annähert und
aus dem ersten Helligkeitsintervall H1 ein
modifiziertes erstes Hel ligkeitsintervall H1' entsteht, wobei
sich der Kontrast des ersten Helligkeitsintervalls (H1)
vermindert;
- – auf
das erste Zwischenbild Z1 = G(B) wird ein
Filter F zur Kontraststeigerung angewendet, wodurch sich ein zweites
Zwischenbild Z2 = F(G(B)) ergibt;
- – auf
das zweite Zwischenbild Z2 = F(G(B)) wird
eine nichtlineare Re-Skalierung H der Helligkeitswerte angewendet,
die das modifizierte erste Helligkeitsintervall H1' bezüglich seines
Kontrastes wieder anhebt und ein erstes Ergebnisbild E1 =
H(F(G(B))) mit den Pixelwerten IE 1(x,y) erzeugt.
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Auf
diese Weise wird zunächst
der Kontrastumfang des gesamten Bildes auf einen relativ engen Bereich,
jedoch nichtlinear verengt und über
das verbleibende Helligkeitsintervall eine Kontraststeigerung bewirkt und
anschließend
die Helligkeitswerte wiederum nichtlinear gespreizt, so dass bezüglich des
gesamten Kontrastumfanges der ursprüngliche Eindruck des Bildes
erhalten bleibt, allerdings ein besonders interessierter Bereich
im Kontrast verbessert wird und die Erkennbarkeit einzelner Strukturen
gesteigert wird.
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Insbesondere
bei einer Verwendung einer nicht streng monotonen Abbildungsfunktion
bei der nichtlinearen Skalierung ist es von Vorteil, aus dem ersten
Ergebnisbild E1 und dem Ursprungsbild B
durch adaptive Überlagerung
ein zweites Ergebnisbild E2 mit den Pixelwerten
I'(x,y) zu erzeugen,
welches dann als das endgültige
Bild betrachtet wird.
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Obwohl
auch die Verwendung eines eindimensionalen Filters F grundsätzlich möglich ist,
wobei dieser gegebenenfalls mehrfach mit unterschiedlicher Richtung
angewendet werden sollte, ist es jedoch besonders vorteilhaft, wenn
der benutzte Filter F als zweidimensionales Filter ausgebildet ist.
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Ebenso
ist es auch günstig,
wenn das verwendete Filter F eine isotrope Eigenschaft hat.
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Zur
Steigerung des Kontrastes im Bild kann als Filter F ein Filter verwendet
wird, dessen Filteramplitude in einem unteren Ortsfrequenzbereich
niedrig beginnt, zu höheren
Ortsfrequenzen monoton ansteigt.
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Zur
Skalierung und Re-Skalierung der Helligkeitswerte des betrachteten
Bildes ist es besonders günstig,
nichtlineare Skalierungen G und H zu verwenden, die invers zueinander
sind und es gilt: G = H–1. Insbesondere gilt
dies für
den Fall, dass die Skalierung G bijektiv ist.
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Vorzugsweise
sollte für
die nichtlinearen Skalierungen G und H, vorzugsweise wenn G nicht-bijektiv ist,
gelten, dass H die Eigenschaft „G∘H = Identität" erfüllt, also
die Verknüpfung
von G und H die identische Abbildung ist. Damit repräsentiert
H die inverse Abbildung von G beschränkt auf die Bildmenge von G.
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Im
Falle einer adaptiven Überlagerung
der Bilder B und E1 kann außerdem eine
Pixel-Wert-abhängige, für CT-Bilder
vorzugsweise eine HU-Wert-abhängige,
Gewichtung vorgenommen werden, wodurch der Einfluss der Kontraststeigerung
besonders auf den Weichteilbereich beschränkt werden kann.
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Beispielsweise
kann eine solche adaptive Überlagerung
mit HU-abhängiger Gewichtung
nach der folgenden Formel durchgeführt werden:
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In
einer besonderen Variante des Verfahrens kann die nichtlineare Skalierung
so durchgeführt
werden, dass das zweite Hel ligkeitsintervall in sich abgebildet
wird und damit unverändert
bleibt.
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In
einer weiteren Variante des erfindungsgemäßen Verfahrens kann das behandelte
Bild auch ein drittes Helligkeitsintervall aufweisen, das beispielsweise
der Aufnahme von Luft entspricht, und dieses dritte Helligkeitsintervall
analog zum ersten Helligkeitsintervall behandelt wird, wobei allerdings
die Richtung der Skalierung entgegengesetzt ist.
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Das
zweite Helligkeitsintervall kann beispielsweise in einem Intervall
der HU-Werte von –20
bis +80 HU liegen wobei das erste Helligkeitsintervall die darunter
liegenden HU-Werte und das zweite Helligkeitsintervall die darüber liegenden
HU-Werte enthält.
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Entsprechend
dem Grundgedanken der Erfindung wird auch eine Vorrichtung zur Verbesserung
der visuellen Erkennbarkeit in medizinischen Bilder mit hohem Helligkeitsumfang,
insbesondere in Röntgen-
oder CT-Bildern, vorgeschlagen, wobei das Bild zumindest sowohl
Weichteilstrukturen als auch Knochenstrukturen darstellt und eine
elektronische Manipulation der dargestellten Helligkeitswerte stattfindet
und Mittel, vorzugsweise Programme oder Programm-Module, zur Durchführung der
oben beschriebenen Verfahrensschritte implantiert sind.
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Im
folgenden wird die Erfindung anhand der bevorzugten Ausführungsbeispiele
mit Hilfe der Figuren näher
beschrieben, wobei darauf hingewiesen wird, dass nur die für das unmittelbare
Verständnis
der Erfindung wesentlichen Elemente gezeigt sind. Hierbei werden
die folgenden Bezugszeichen verwendet: 1: Weichteilstruktur, 2:
Knochenstruktur, 3: Luft, B: Ursprungsbild, C: HU-Werteintervall,
G: Skalierungsfunktion, H: Re-Skalierungsfunktion, Ex:
Ergebnisbild, I(x,y): Pixelwerte am Ort (x,y), P: Helligkeitswerte
der Pixel, U: Pixelwerte der Ursprungsbildes in HU-Einheiten, x:
Ortskoordinaten der Pixel in Richtung der x-Achse, y: Ortskoordinaten
der Pixel in Richtung der y-Achse, Z: Zielbereich der Pixelwerte
in HU-Einheiten
nach der Skalierung, I: Skalierung, II: Kontrastanhebung/Filterung,
III: De-Skalierung, IV: adaptive Überlagerung, λ: Filteramplitude, ν: Ortsfrequenz.
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Es
zeigen im einzelnen:
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1:
Darstellung des Frequenzgangs eines typischen Cupping-Filters F;
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2:
schematische Darstellung eines Kontrastsprungs vor und nach der
Behandlung mit einem Cupping-Filter;
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3:
CT-Schnittbild eines Schädels
ohne Bildbearbeitung;
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4:
CT-Schnittbild eines Schädels
aus 3 mit Anwendung eines starken Cupping-Filters;
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5:
Beispiel einer nichtlinearen, streng monotonen Skalierungsfunktion
G;
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6:
Beispiel einer nichtlinearen und monotonen Skalierungsfunktion G;
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7:
Flussdiagramm eines erfindungsgemäßen Verfahrens;
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8:
CT-Schnittbild eines Schädels
ohne Bildbearbeitung (identisch zu 3);
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9:
CT-Schnittbild eines Schädels
aus 8 mit Anwendung einer erfindungsgemäßen Bildbearbeitung.
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Zur
Korrektur bestimmter physikalischer Effekte, wie beispielsweise
von Streustrahlung, Extra-Fokalstrahlung, etc. enthält der zur
Rekonstruktion verwendete Faltungskern üblicherweise eine sogenannte
Cupping-Korrektur. Dabei handelt es sich im wesentlichen um einen
Filter, der hohe Frequenzen anhebt, wobei der steilste Anstieg jedoch
bei relativ niedrigen Frequenzen liegt. Ein solcher Filter ist in
der 1 dargestellt, wobei auf der Ordinate die Ortsfrequenz ν in beliebigen
Einheiten linear aufgetragen ist und die Abszisse die Größe der Filteramplitude λ darstellt.
Bei niedrigen Frequenzen ν hat
die Filteramplitude λ auch
niedrige Werte bei 1, die zunächst
zu höheren
Frequenzen ν kontinuierlich
ansteigen, sich einem Plateau nähern
und dieses für die
folgenden Frequenzen beibehalten.
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Neben
der beabsichtigten Beseitigung der physikalischen Fehler, hat dieser
Beitrag zur Faltung jedoch auch einen visuellen Einfluss, der in
der 2 verdeutlicht wird. Auf der Ordinate ist eine
beliebiger Ortsachse x aufgetragen und die Abszisse zeigt die Helligkeitswerte
P zugehöriger
Pixel eines Bildes. Auf eine ideale Kante, dargestellt in der durchgezogenen
Linie, d.h. einen beliebig scharfen Kontrastsprung angewendet, wird durch
die Cupping-Korrektur ein Überschwinger
erzeugt, wie er in der gestrichelten Kurve dargestellt ist. Dieses Überschwingverhalten
beeinflusst die Sichtbarkeit für
das menschliche Auge positiv. Dieser Effekt kann im Prinzip so moduliert
werden, dass praktisch keine Erhöhung
der Rauschamplitude stattfindet. Insbesondere ist dies für die niedrigen
Kontraste vorteilhaft.
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Da
in der erwähnten
Anwendung die Charakteristik der Cupping-Funktion allerdings durch die geforderte
Korrektur der physikalischen Fehler vorgegeben ist, kann dieser
Effekt nicht beliebig eingestellt werden. Eine Verstärkung der
Cupping-Korrektur
führt unweigerlich
auch zu ungewollten Überschwingern
an Kanten mit hohem Kontrast, wobei die Stärke des Effekts proportional
zum Kontrast ausfällt.
Ein Beispiel einer solchen Filterung ist in den beiden 3 und 4 gezeigt,
wobei die Weichteilstruktur mit 1, die Knochenstruktur
mit 2 und der Luftbereich mit 3 bezeichnet ist.
Die 3 zeigt ein ungefiltertes CT-Schnittbild einer
Schädelaufnahme,
während
in der 4 diese Aufnahme durch eine starke Cupping-Korrektur bearbeitet
wurde, um die Weichteilstruktur des Gehirns besser erkennen zu können. Dabei
wurde mit einem isotropen 2D-Filter mit radialer Frequenz-Charakteristik
gefiltert, wie es in der 1 dargestellt ist.
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Im
Ergebnis ist zu erkennen, dass sich in der 4 zwar der
zentral abgebildete Weichteilbereich durch den verbesserten Kontrast
einzelne Strukturen besser erkennen lässt, jedoch geht diese Verbesserung auf
Kosten des randnahen Bereiches zu den Knochenstrukturen, die bedingt
durch das oben beschriebene Überschwingverhalten
einen breiten – mit
Pfeilen hervorgehobenen – schwarzen
Rand erzeugen und sogar Weichteilstrukturen überlagern.
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Im
Falle der neurologischen Fragestellungen liegen die CT-Werte der zu untersuchenden
Weichteilgewebe in einem begrenzten Intervall. Ziel der Erfindung
ist also, eine Anhebung der Kontraste mit Hilfe von Kantenüberschwingern
in diesem CT-Wert-Bereich,
bei gleichzeitiger Verhinderung dieser Überschwinger im Übergangsbereich
zum Knochen, zu erreichen.
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Entsprechend
dem zugrunde liegenden Erfindungsgedanken wird zur Verbesserung
des bekannten Verfahrens beispielhaft die folgende Vorgehensweise
vorgeschlagen:
- I. Um die unerwünschten
Effekte zu vermeiden, werden zunächst
die Pixelwerte mit Hilfe einer nicht-linearen Skalierung G in ein
neues Werte-Intervall abgebildet, wobei das neue Intervall einen
kleineren Helligkeitsumfang aufweist als das ursprüngliche
Bild B. G sei dabei eine monotone Funktion. Die Pixelwerte des ursprünglichen
Bildes seien I(x,y).
- II. Das umskalierte Bild G(B) wird dann unter Verwendung eines
isotropen 2D-Filters F mit einer Filtercharakteristik gemäß 1 gefaltet,
woraus sich ein neues Bild F(G(B)) ergibt.
- III. Anschließend
erfolgt eine Rückskalierung
mit einer im wesentlichen inversen Skalierungsfunktion H, woraus
ein Endbild E1 = H(F(G(B))) mit den Pixelwerten
IE 1(x,y) entsteht,
welches schon eine wesentlich verbesserte Qualität aufweist.
- IV. In einem letzten optionalen Schritt kann das vorläufige Endbild
E1 nochmals durch eine adaptive Überlagerung
mit dem ursprünglichen
Bild B verbessert werden. Die Pixelwerte des endgültigen Bildes
E2 seien dann I'(x,y).
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In
der 5 ist beispielhaft eine nichtlineare und monoton
ansteigende Skalierungsfunktion G dargestellt, die die Pixelwerte
U eines Ursprungsbildes auf die Zielwerte Z eines Zwischenbildes überträgt. Diese Skalierungsfunktion
G ist auch bijektiv, wie in der 5 zu erkennen
ist. Es wird jedem Pixelwert U der Abszisse eineindeutig ein bestimmter
Zielwert Z zugeordnet. Hierbei kann auch eine eindeutig inverse
Funktion H zur Re-Skalierung definiert werden, so dass H = G–1 gilt.
Werden solche Skalierungs- und Re-Skalierungs-Funktionen verwendet,
so ist nach der Anwendung dieser Funktionen keine adaptive Überlagerung
mit dem Ursprungsbild notwendig, kann jedoch optional erfolgen.
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Andernfalls,
d.h. für
nicht streng monotone Funktionen, sollte H, wie zuvor beschrieben,
die Eigenschaft „G∘H = identische
Abbildung" erfüllen. Ein
Beispiel hierfür
ist in der 6 gezeigt. Die Funktion H ist also
als die Inverse der Beschränkung
von G auf ein Intervall C zu wählen.
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Eine
weitere Verbesserung des Verfahrens wird dadurch erreicht, dass
bei der adaptiven Überlagerung
der Bilder eine Gewichtung durch eine HU-Wert-abhängige Funktion ϕ angewendet
wird. Für
ein Pixel I'(x,y)
bekommt dann das gefilterte und re-skalierte Bild das Gewicht ϕ(I(x,y)),
während
der Pixelwert des Ausgangsbildes mit dem Gewicht 1 – ϕ(I(x,y))
beigemischt wird, d.h. es gilt:
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In
der 7 ist eine schematische Darstellung des Verfahrens
in Form eines Flussdiagramms gezeigt, wobei auf die oben beschriebenen
Verfahrensschritte I: Skalierung, II: Filterung, III: De-Skalierung
und IV: adaptive Überlagerung
bezuggenommen wird. Der gestrichelt dargestellte alternative Weg zwischen
dem Verfahrensschritt De-Skalierung III und dem endgültigen Bild
soll verdeutlichen, dass gegebenenfalls auch ohne den Verfahrensschritt
IV ausreichende Bildqualität
zu erreichen ist.
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Eine
dedizierte Anwendung des Verfahrens ist die optische Verbesserung
der Grau-Weiß-Differenzierung
bei nativen CT-Schädelscans.
Hierbei liegt das Intervall von Interesse im Bereich zwischen ca. –20 bis +80
HU, meist sogar noch enger zwischen +20 und +50 HU. Im gezeigten
Beispiel wurde als Skalierungsfunktion G ein lineare Rampe über dem
Intervall [–20,80]
HU gemäß 6 verwendet.
Die Filterfunktion wurde so gewählt,
dass an Kontrastsprüngen
ein Überschwinger
von etwa 30% erzeugt wird.
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Die
Qualitätsverbesserung
durch das erfindungsgemäße Verfahren
wird im Bild der 9 gezeigt, welches aus dem ursprünglichen
Bild der 8, welches identisch mit 3 ist,
hervorgeht. In diesem Bild ist eine deutliche Zunahme der Kontraste
im Weichteil zu erkennen. Der negative Effekt des Auftretens von
Kantenüberschwingern
an Knochen, wie im Bild der 4, tritt
nicht auf.
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Es
ist noch anzumerken, dass in den gezeigten Beispielen die Anhebung
der Rauschamplitude eines Filters vom Typ der 1 nicht
korrigiert wurde. Dieser Effekt lässt sich jedoch durch die Kombination
mit einem geeigneten Tiefpassfilter T unterdrücken.
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Insgesamt
wird mit der Erfindung also ein Verfahren und eine Vorrichtung zur
Verbesserung der visuellen Erkennbarkeit in medizinischen Bilder
mit hohem Helligkeitsumfang durch elektronische Manipulation der dargestellten
Helligkeitswerte, wobei das Bild Bereiche mit im wesentlichen zwei
unterschiedlichen Helligkeitsintervallen aufweist, dargestellt.
Durch die Anwendung einer nichtlinearen Skalierung, nachfolgender
Kontraststeigerung und anschließender
Re-Skalierung der Bildwer te werden Strukturen kontrastreicher dargestellt ohne
Qualitätsverluste
im Bereich ursprünglich
starker Kontraste hinnehmen zu müssen.
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Es
versteht sich, dass die vorstehend genannten Merkmale der Erfindung
nicht nur in der jeweils angegebenen Kombination, sondern auch in
anderen Kombinationen oder in Alleinstellung verwendbar sind, ohne
den Rahmen der Erfindung zu verlassen.
