DE19742152A1 - Bildsystem für eine medizinische Diagnostikeinrichtung und Verfahren zur gefensterten Darstellung von medizinischen Bildern - Google Patents
Bildsystem für eine medizinische Diagnostikeinrichtung und Verfahren zur gefensterten Darstellung von medizinischen BildernInfo
- Publication number
- DE19742152A1 DE19742152A1 DE19742152A DE19742152A DE19742152A1 DE 19742152 A1 DE19742152 A1 DE 19742152A1 DE 19742152 A DE19742152 A DE 19742152A DE 19742152 A DE19742152 A DE 19742152A DE 19742152 A1 DE19742152 A1 DE 19742152A1
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- image
- evaluation
- circuit
- contour
- aperture
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
- 238000002059 diagnostic imaging Methods 0.000 title description 2
- 230000015654 memory Effects 0.000 claims abstract description 8
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 claims description 64
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 29
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 22
- 238000001914 filtration Methods 0.000 claims description 15
- 230000006870 function Effects 0.000 claims description 15
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 claims description 7
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 claims description 5
- 238000009499 grossing Methods 0.000 claims description 5
- 230000001131 transforming effect Effects 0.000 claims description 5
- 238000000605 extraction Methods 0.000 claims description 2
- 230000000873 masking effect Effects 0.000 claims 1
- 230000009466 transformation Effects 0.000 abstract description 7
- 238000012800 visualization Methods 0.000 abstract description 2
- 230000004313 glare Effects 0.000 description 9
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 5
- 238000002591 computed tomography Methods 0.000 description 4
- 102100022002 CD59 glycoprotein Human genes 0.000 description 3
- 101000897400 Homo sapiens CD59 glycoprotein Proteins 0.000 description 3
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 3
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 3
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 3
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 2
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 2
- 238000009795 derivation Methods 0.000 description 2
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 2
- 210000003608 fece Anatomy 0.000 description 2
- 238000002601 radiography Methods 0.000 description 2
- OPFTUNCRGUEPRZ-UHFFFAOYSA-N (+)-beta-Elemen Natural products CC(=C)C1CCC(C)(C=C)C(C(C)=C)C1 OPFTUNCRGUEPRZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- OPFTUNCRGUEPRZ-QLFBSQMISA-N (-)-beta-elemene Chemical compound CC(=C)[C@@H]1CC[C@@](C)(C=C)[C@H](C(C)=C)C1 OPFTUNCRGUEPRZ-QLFBSQMISA-N 0.000 description 1
- 108010076504 Protein Sorting Signals Proteins 0.000 description 1
- 238000007630 basic procedure Methods 0.000 description 1
- 230000009286 beneficial effect Effects 0.000 description 1
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 1
- 238000004422 calculation algorithm Methods 0.000 description 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 239000000284 extract Substances 0.000 description 1
- 238000005562 fading Methods 0.000 description 1
- 238000003780 insertion Methods 0.000 description 1
- 230000037431 insertion Effects 0.000 description 1
- 230000010354 integration Effects 0.000 description 1
- 230000002452 interceptive effect Effects 0.000 description 1
- 210000004072 lung Anatomy 0.000 description 1
- 108090000623 proteins and genes Proteins 0.000 description 1
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 1
- 210000004872 soft tissue Anatomy 0.000 description 1
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 1
- 238000012549 training Methods 0.000 description 1
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T5/00—Image enhancement or restoration
- G06T5/40—Image enhancement or restoration using histogram techniques
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T5/00—Image enhancement or restoration
- G06T5/90—Dynamic range modification of images or parts thereof
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
- H04N23/00—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof
- H04N23/30—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof for generating image signals from X-rays
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
- G06T2207/20—Special algorithmic details
- G06T2207/20024—Filtering details
- G06T2207/20032—Median filtering
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
- G06T2207/30—Subject of image; Context of image processing
- G06T2207/30004—Biomedical image processing
Landscapes
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- Multimedia (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Image Processing (AREA)
- Image Analysis (AREA)
Description
Die Erfindung betrifft ein Bildsystem für eine medizinische
Diagnostikeinrichtung zur Darstellung von medizinischen Bil
dern mittels einer Wiedergabevorrichtung mit einem Bildspei
cher zur bildpunktweisen Speicherung der von der Diagnosti
keinrichtung erzeugten Bildsignale der Bilder und mit einer
Schaltung zur Transformation von Grauwerten des Bildsignales,
an der die Wiedergabevorrichtung angeschlossen ist, sowie ein
Verfahren zur gefensterten Darstellung von medizinischen Bil
dern.
Der Erfindung liegt das Problem der automatischen Grauwert
fensterung bei der Visualisierung von digitalisierten medizi
nischen Bildern zugrunde, beispielsweise von Röntgenbildern
in der digitalen Radiografie. Grauwertfensterung ist die
Transformation eines Grauwertebereiches eines im Bildspeicher
vorliegenden Röntgenbildes in einen anderen Grauwertebereich.
Zweck der Grauwertfensterung ist die Dynamikanpassung des di
gitalisierten Bildes an das Ausgabemedium wie Monitor oder
Laserprinter. Sinnvollerweise geschieht die Dynamikanpassung
nicht für das gesamte Bild, sondern nur für den relevanten,
objektenthaltenden Bildteil.
Derartige Bildsysteme können beispielsweise bei Röntgendia
gnostikeinrichtungen Verwendung finden, die einen Bildwandler
zur Umwandlung des Röntgenbildes in eine elektrische analoge
Signalfolge, ein Bild- oder Videosignal, aufweisen. Ein der
artiger Bildwandler kann beispielsweise eine Fernsehkamera
oder eine Speicherfolie sein. Derartige Bildsysteme lassen
sich aber auch in der Computertomographie (CT) oder Magnet
resonanz (MR) einsetzen, die digitale Ausgangssignale auf
weisen.
Da medizinische Bildsysteme im allgemeinen digital ausgebil
det sind, werden die analogen Bildsignale der Röntgendiagno
stikeinrichtung in einem Analog/Digital-Wandler (A/D-Wandler)
dadurch in digitale Werte umgesetzt, daß das Röntgenbild in
verschiedene Bildpunkte (Pixel) zerlegt wird, denen verschie
dene digitale Grauwerte zugeordnet werden.
In einem digitalen Bildsystem kann das digitale Bildsignal
verarbeitet werden und über einen Digital/Analog-Wandler
(D/A-Wandler) auf einem Monitor als sichtbares Bild wiederge
geben werden.
Digitale medizinische Bilder der Computertomographie (CT),
Magnetresonanz (MR) oder Röntgen (DFR, DSA) können mit einer
Genauigkeit von beispielsweise 10 Bit pro Bildpunkt (Pixel)
erzeugt werden. Diese Bilder werden üblicherweise dem Benut
zer zur Beurteilung und Diagnosefindung auf einem Fernseh-
Bildschirm als Graubilder dargestellt. Derartige medizinische
Bilder weisen in vielen Fällen eine andere Dynamik als die
maximale Dynamik des Ausgabemediums auf.
Dies wird nun anhand eines Beispieles in Verbindung mit der
Fig. 4 näher erläutert. Es wird angenommen, daß in dem bild
relevanten Teil des Röntgenbildes die eigentliche Objektdyna
mik eines mit 10 Bit (0. . .1023) digitalisierten Röntgenbildes
sich nur über die Grauwerte von 341 (Minimalwert = untere
Fenstergrenze) bis 853 (Maximalwert = obere Fenstergrenze)
erstreckt. Weiterhin wird angenommen, daß das Ausgabemedium
Grauwerte von 0 bis maximal 1023 (10 Bit) darstellen kann.
Durch eine optimale Grauwertfensterung wird erreicht, daß
dieser Grauwertebereich von 341 bis 853 durch die Schaltung
zur Transformation von Grauwerten des Bildsignales, deren
Eingang die Videosignale zugeführt werden, auf den Grauwerte
bereich von 0 bis 1023 gespreizt wird, wodurch nun das Objekt
die maximal mögliche Dynamik des Ausgabemediums voll aus
nützt. Der transformierte Grauwertebereich liegt dann am Aus
gang dieser Schaltung.
Bisher wird in den meisten Fällen die Grauwertfensterung von
Hand mittels Stellglieder und interaktiv, d. h. unter gleich
zeitiger Beobachtung des Monitorbildes, durchgeführt. In der
US-A-4,827,492 ist eine derartige Vorrichtung zur manuellen
Fensterung beschrieben, bei der zwei Bedienelemente zur Ein
stellung des Fensters vorgesehen sind. Dabei wird mit dem ei
nen Bedienelement die Fensterbreite und mit dem anderen die
Fenstermitte, die obere oder die untere Fenstergrenze einge
stellt. Um im klinischen Routinebetrieb Zeit und Kosten zu
sparen, wird jedoch eine automatische Grauwertfensterung ge
wünscht.
Das Hauptproblem für eine Automatik dabei ist, die relevan
ten, interessierenden Bildteile von den restlichen Bildbe
reichen wie beispielsweise Einblendungen und Überstrahlungen,
wie sie häufig in Röntgenbildern vorkommen, zu separieren.
Minimaler (untere Fenstergrenze) und maximaler Grauwert
(obere Fenstergrenze) des separierten, relevanten Bildbe
reiches können dann als Parameter für eine optimale Grauwert
fensterung verwendet werden. Falls die Separierung nur unge
nügend funktioniert, wird entweder durch die Einbeziehung von
Einblendung und Überstrahlung bei der Grauwertfensterung
fälschlicherweise eine zu hohe Objektdynamik (im obigen Bei
spiel kleiner 341 bis größer 853) angenommen, was zu schwa
chen Kontrasten im Objekt führt, oder interessierende Bildbe
reiche werden als nicht relevant eingestuft, so daß es zu Ab
schneidungen im Objekt kommt. Im ersten Fall spricht man von
einem zu weiten Fenster, im zweiten Fall von einem zu engen
Fenster.
Eine weit verbreitete Methode zur automatischen Fensterung
bei Röntgensystemen ist die Benutzung von sogenannten Organ
tasten. Hier wird von der Voraussetzung ausgegangen, daß
gleiche Aufnahmearten wie beispielsweise Lunge-, Hand- oder
Schulter-Aufnahmen auch in etwa gleiche Objektdynamik erge
ben. Der Benutzer betätigt also vor einer Aufnahme die ent
sprechende Organtaste und teilt so dem System die zu erwar
tende Objektdynamik mit. Die Grauwertfensterung geschieht
hier durch voreingestellte, auf jede Aufnahmeart abgestimmte,
empirisch ermittelte Parameter.
Als nachteilig erweist sich hierbei der hohe Bedienaufwand
durch Organtasten. Auch bleiben durch die vorher festgelegten
Parameter individuell unterschiedliche Aufnahmebedingungen
unberücksichtigt, so daß derartige Grauwertfensterungen nicht
optimal sein können.
In der US-A-5,351,306 ist ein Verfahren beschrieben, bei dem
durch Ermittelung statistischer Parameter in langgestreckten,
parallel zum Bildrand angeordneten Auswertefeldern die Lage
von Einblendungen gefunden werden kann. Dadurch, daß Über
strahlungen unberücksichtigt bleiben und gedrehte Einblendun
gen nicht erkannt werden können, erhält man mit einer derar
tigen Fensterung nicht immer optimale Ergebnisse.
Aus der US-A-5,150,421 ist ein Verfahren bekannt, bei dem der
in der Literatur beschriebene und allgemein bekannte Histo
grammausgleich (Grauwerteequalisation, Gleichverteilung der
Grauwerte) in etwas modifizierter Form durchgeführt wird. Bei
dieser nichtlinearen Grauwertetransformation ist aber auch
eine Beschränkung auf den relevanten Bildbereich notwendig.
Dies wird durch unterschiedliche Gewichtung der einzelnen Pi
xel gelöst. Es wird vorausgesetzt, daß Einblendung und Über
strahlung extrem hell oder dunkel sind, sowie hauptsächlich
an den Bildrändern zu finden sind. Pixel nahe am Bildrand so
wie mit extremen Grauwerten werden also für den Histogramm
ausgleich geringer gewichtet als solche, die näher zur Bild
mitte liegen oder die weniger extreme Grauwerte haben. Des
weiteren wird eine Objektkonturerkennung vorgeschlagen, die
auf der Detektion von großen Grauwertänderungen im Bild ba
sieren.
Ein derartiges Verfahren weist die Nachteile auf, daß diese
nichtlineare Grauwerttransformation den Bildcharakter verän
dert. Weiterhin trifft die Annahme nicht immer zu, daß rele
vante Bildbereiche immer in der Nähe der Bildmitte liegen so
wie keine extremen Grauwerte besitzen. Außerdem lassen sich
Einblendungen durch eine Objektkonturerkennung allein durch
Detektion von großen Grauwertänderungen im Bild ohne weitere
Maßnahmen nicht zuverlässig erkennen.
Eine weitere Möglichkeit einer Automatik ist die Meldung der
Lage der Einblendungen von dem Röntgengerät an das verarbei
tende Bildsystem. Dies bedingt jedoch einen höheren techni
schen Aufwand. Weiterhin funktioniert es nur bei Bildsyste
men, die direkt mit dem Röntgengerät verbunden sind, und die
die Meldung der Blendenlage verarbeiten können. Wird dagegen
das Bild über Netzwerke an andere Bildsysteme geschickt, so
kann dieses Verfahren nicht eingesetzt werden. Außerdem wer
den mögliche Überstrahlungen nicht berücksichtigt.
Die Erfindung geht von der Aufgabe aus, ein Bildsystem und
ein Verfahren der eingangs genannten Art zu schaffen, das es
ermöglicht, eine optimale Grauwertfensterung des gesamten
Bildes automatisch durchzuführen, ohne das wesentliche De
tails verloren gehen können.
Die Aufgabe wird erfindungsgemäß durch eine Vorrichtung der
art gelöst, daß das Bildsystem eine Schaltungsanordnung zur
Ermittelung ausgewählter Bereiche durch Erkennung von Über
strahlungen und/oder Einblendungen und eine Rechenschaltung
zur Bestimmung der Minimal- und Maximalwerte der ausgewählten
Bereiche aufweist, die als Fenstergrenzen der Schaltung zur
Transformation von Grauwerten zugeführt werden. Dadurch wird
erreicht, daß nur die bildrelevanten Teile erfaßt werden, in
nerhalb derer sich nun durch die Ermittelung der Minimal- und
Maximalwerte problemlos die Fenstergrenzen bestimmen lassen.
Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn an dem Bildspei
cher eine Auswerteschaltung angeschlossen ist, die mit der
Rechenschaltung verbunden ist, wenn die Auswerteschaltung mit
einer statistischen Rechenschaltung zur Bestimmung der Mit
telwerte aller Pixel und deren Standardabweichungen verbunden
ist, an der zwei Schwellwertschaltungen zum Vergleich mit
vorgegebenen Schwellwerten angeschlossen sind, und wenn die
Ausgangssignale der Schwellwertschaltungen durch ein UND-Glied
zusammengefaßt einer Steuervorrichtung zugeführt wer
den, die mit der Auswerteschaltung zur Ausblendung von detek
tierten Pixeln verbunden ist.
Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn an dem Bildspei
cher eine Auswerteschaltung zur Bildung von Auswertefeldern
angeschlossen ist, die mit der Rechenschaltung verbunden ist,
wenn an der Auswerteschaltung ein Minimalwert-Detektor ange
schlossen ist, der mit einer Subtraktionsstufe verbunden ist,
die zwei aufeinanderfolgende Minimalwerte subtrahiert, und
wenn eine an der Subtraktionsstufe angeschlossene Schwell
wertschaltung mit der Steuervorrichtung verbunden ist, die
eine Vergrößerung der Auswertefelder in der Auswerteschaltung
steuert.
Es läßt sich feststellen, ob die Blende gerade oder gedreht
ist, wenn an der Auswerteschaltung ein Median-Filter ange
schlossen ist, die mit einer Histogramm-Schaltung verbunden
ist, deren Ausgangssignal der Steuervorrichtung zugeführt
wird. Bei gerader Blende erhält man den genauen Verlauf ihrer
Kontur.
In vorteilhafter Weise können an der Auswerteschaltung zwei
Differenzierglieder in Reihe angeschlossen sein, deren Aus
gangssignal der Steuervorrichtung zugeführt wird, die bei ei
ner Unstetigkeit mit einer 2. Ableitung von ungleich Null die
Auswerteschaltung derart ansteuert, daß diese die Unstetig
keit durch einen aus zwei benachbarten Werten interpolierten
Wert ersetzt.
Eine Blendenkontur läßt sicherer erkennen, wenn an dem ersten
Differenzierglied eine Summenschaltung angeschlossen ist, die
einen wiederholten Vorzeichenwechsel der 1. Ableitung erfaßt,
und wenn die Summenschaltung über eine Schwellwertschaltung
mit der Steuervorrichtung verbunden ist, die derart ausgebil
det ist, daß bei Überschreiten des Schwellwertes die derart
detektierten Stellen nicht als Blende betrachtet werden.
Die Aufgabe wird erfindungsgemäß durch ein Verfahren mit fol
genden Schritten gelöst:
- i. Detektion der Bildbereiche mit Einblendungen und/oder Überstrahlungen zur Ermittelung von relevanten Bildbe reichen,
- ii. Extraktion der detektierten Bildbereiche,
- iii. Ermittelung der Minimal- und/oder Maximalwerte in den relevanten Bildbereichen,
- iv. Festsetzung der Minimal- und/oder Maximalwerte als die Fenstergrenze (n) des Grauwertbereiches.
Erfolgen in medizinischen Bildern Einblendungen durch eine
Blende so haben sich erfolgende Schritte als zweckmäßig er
wiesen:
- i. Bildung mehrerer nebeneinanderliegender Auswertefelder zur Erkennung der Einblendungen von einem Startpunkt an wenigstens einem Bildrand,
- ii. Ermittelung eines Minimalwertes innerhalb des Auswerte feldes,
- iii. schrittweise Vergrößerung der Auswertefelder zur Bild mitte,
- iv. Ermittelung eines neuen Minimalwertes innerhalb des Aus wertefeldes,
- v. Subtraktion des neuen Minimalwertes vom vorhergehenden Minimalwert,
- vi. Vergleich der Differenz mit einem bestimmten positiven Schwellwert,
- vii. liegt die Differenz der Minimalwerte unterhalb des Schwellwertes, Wiederholung ab Schritt iii.,
- viii. Markierung der Auswertefelder als Blende und
- ix. Bestimmung von Minimal- und Maximalwerten außerhalb der Auswertefelder als die Fenstergrenzen des Grauwertberei ches bei Differenzen, die größer als der Schwellwert sind.
In vorteilhafter Weise können die nebeneinanderliegenden Aus
wertefelder an den Stellen am Bildrand gebildet werden, an
denen die Grauwerte über einem Schwellwert liegen, wobei die
nebeneinanderliegenden Auswertefelder eine Breite von acht
Pixeln aufweisen können.
Es hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn die schrittweise
Vergrößerung der Auswertefelder zur Bildmitte mit einer
Schrittweite von acht Pixeln erfolgt.
Um alle Überstrahlungen zu Erfassen kann der Schritt viii.
noch Verlängerungen der Auswertefenster um einen Sicherheits
betrag umfassen, die ebenfalls als Blende markiert werden.
Objekte werden sicher nicht als Blende erkannt, wenn die Dif
ferenzen mit einem negativen, betragsmäßig über dem Rauschen
liegenden Schwellwert detektiert die Pixel in diesem Auswer
tefenster nicht als Blende markiert werden.
Eine Glättung der Blendenkontur ergibt sich, wenn die Ränder
der Auswertefelder als Funktion der Blendenkontur durch Me
dianfilterung gefiltert werden, wobei von der gefilterten
Funktion der Blendenkontur ein Histogramm ermittelt werden
kann.
Die Erkennung einer Blendenkontur kann sicherer sein, wenn
die zweite Ableitung der gefilterten Funktion der Blendenkon
tur gebildet wird und/oder die Vorzeichenwechsel der ersten
Ableitung der gefilterten Funktion der Blendenkontur summiert
werden.
Folgende Schritte können erfindungsgemäß durchgeführt werden:
- i. Ermittelung der Blendenkontur,
- ii. Glättung der Blendenkontur,
- iii. Histogrammanalyse der Blendenkontur,
- iv. Filterung mit 2. Ableitung und
- v. Summierung der Vorzeichenwechsel der 1. Ableitung der
Blendenkontur,
wobei noch weitere Schritte folgen können: - i. Unterteilung des Bildes in schachbrettartig angeordnete Rasterelemente,
- ii. Ermittelung der Mittelwerte und Standardabweichungen al ler Rasterelemente,
- iii. Vergleich aller Mittelwerte und Standardabweichungen mit je einem Schwellwert,
- iv. Aussortierung aller Pixel, die in Rasterelementen lie gen, deren Mittelwerte und und deren Standardabweichun gen die Schwellwerte unterschreiten.
Erfindungsgemäß können neben den aussortierten Rasterelemen
ten die benachbarten Rasterelemente aussortiert werden.
Die Aufgabe wird erfindungsgemäß auch durch ein Verfahren zur
gefensterten Darstellung von medizinischen Bildern mit fol
genden Schritten gelöst:
- i. Grobe Konturermittlung durch Suchen nach extremen Grau wertänderungen im medizinischen Bild,
- ii. Median-Filterung der groben Kontur,
- iii. Bildung des Histogrammes der Median-gefilterten Kontur und Ermittlung des Maximums HMAX,
- iv. Ermittlung, ob HMAX größer als ein Schwellwert ist und Bestimmung von HMAX als Abstand der zum Rande des medi zinischen Bildes parallelen Kontur,
- v. Filterung mit zweiter Ableitung, wenn HMAX kleiner als der Schwellwert ist,
- vi. Summierung der Vorzeichenwechsel der ersten Ableitung,
- vii. Vergleich der Summe mit einem zweiten Schwellwert, wobei im Falle, daß die Summe kleiner als der Schwellwert ist, die gefilterte Kontur den Verlauf der gedrehten Blende angibt.
Die Erfindung ist nachfolgend anhand eines in der Zeichnung
dargestellten Ausführungsbeispieles näher erläutert. Es zei
gen:
Fig. 1 eine Röntgendiagnostikeinrichtung gemäß dem Stand
der Technik,
Fig. 2 ein Teil der erfindungsgemäßen Ausbildung des in
Fig. 1 dargestellten Bildsystems zur Erkennung von
Überstrahlungen,
Fig. 3 ein weiterer Teil der erfindungsgemäßen Ausbil
dung des in Fig. 1 dargestellten Bildsystems zur
Erkennung von Einblendungen,
Fig. 4 eine Fensterkennlinie zur Erläuterung der Erfin
dung,
Fig. 5 einen Ablauf des erfindungsgemäßen Verfahrens,
Fig. 6 ein Röntgenbild mit einem Objekt und Überstrah
lungen,
Fig. 7 und 8 Erläuterungen zu in Fig. 6 dargestellten Elemen
ten zur Erkennung von Überstrahlungen,
Fig. 9 Erläuterungen zur prinzipiellen Vorgehensweise bei
der Erkennung von Einblendungen,
Fig. 10 reales Beispiel eines Röntgenbildes,
Fig. 11 Ergebnis der Blendenkontursuche bei dem in Fig.
10 dargestellten Beispiel,
Fig. 12 eindimensionale Funktionen der Blendenkontur für
jedes der vier Bildränder,
Fig. 13 Blendenkontur ohne Medianfilterung,
Fig. 14 Blendenkontur mit Medianfilterung,
Fig. 15 beispielhafter Kurvenverlauf einer mediangefil
terten Blendenkontur,
Fig. 16 Histogrammanalyse der mediangefilterten Blenden
kontur gemäß Fig. 15,
Fig. 17 detailliertes Beispiel der Medianfilterung und Hi
stogrammanalyse einer Blendenkontur,
Fig. 18 Beispiel der Interpolation einer 2. Ableitung der
Funktion einer Blendenkontur und
Fig. 19 ein Flußdiagramm der erfindungsgemäßen Erkennung
der Blendenkontur.
In der Fig. 1 ist der elektrische Aufbau einer Röntgendia
gnostikeinrichtung dargestellt, die einen Hochspannungsgene
rator 1 aufweist, der eine Röntgenröhre 2 speist, in derem
Strahlengang 3 sich ein Patient 4 befindet. Ein im Strahlen
gang 3 nachfolgender Röntgenbildverstärker 5 ist über eine
Optik 6 mit einer Fernsehkamera 7 gekoppelt, deren Ausgangs
signal einem Bildsystem 8 zugeführt ist. An dem Bildsystem 8
ist als Wiedergabevorrichtung ein Monitor 9 zur Darstellung
der verarbeiteten Röntgenstrahlenbilder angeschlossen. Paral
lel zum Monitor 9 lassen sich auch andere Wiedergabevorrich
tungen, wie beispielsweise Drucker an das Bildsystem 8 an
schließen.
Das Bildsystem 8 kann beispielsweise Verarbeitungsschaltungen
wie Subtraktionsvorrichtung, Integrationsstufe und Fenster
schaltung, die beispielsweise eine Fensterung der von der
Fernsehkamera 5 gelieferten Bildsignale bewirkt, sowie Bild
speicher und Wandler enthalten.
In der Fig. 2 ist nun die Ausbildung einer erfindungsgemäßen
Schaltungsanordnung zur automatischen Fensterung von Grauwer
ten eines Bildsignales des Bildsystems 8 dargestellt. Das
durch A/D-Wandler digitalisierte Bildsignal wird beispiels
weise einem Bildspeicher 10 zugeführt, an der eine Fenster
schaltung 11 zur Transformation von Grauwerten eines Bildsi
gnales angeschlossen ist, die zur Wiedergabe der gefensterten
Videosignale mit dem Monitor 9 verbunden ist.
An dem Bildspeicher 10 ist weiterhin eine Auswerteschaltung
12 angeschlossen, die Bildbereiche mit Einblendungen und
Überstrahlungen detektiert und extrahiert. Die Auswerteschal
tung 12 ist mit einer statistischen Rechenschaltung 13 zur
Bestimmung der Mittelwerte M aller Pixel und deren Standar
dabweichungen σ verbunden. An der statistischen Rechen
schaltung 13 sind zwei Schwellwertschaltungen 14 und 15 ange
schlossen. Die Schwellwertschaltungen 14 und 15 vergleichen
die Mittelwerte M und Standardabweichungen σ mit vorgegebe
nen Schwellwerten. Liegen sowohl die Mittelwerte M als auch
die Standardabweichungen σ unterhalb ihrer Schwellwerte, so
werden Ausgangssignale erzeugt, die durch ein UND-Glied 16
zusammengefaßt einer Steuervorrichtung 17 zugeführt werden,
die die entsprechenden Pixel des Bildes markiert, so daß sie
von der Auswerteschaltung 12 nicht mehr berücksichtigt und
ausgeblendet werden.
An der Auswerteschaltung 12 ist weiterhin eine Rechenschal
tung 18 angeschlossen, die die Minimal- und Maximalwerte in
den relevanten Bildteilen ermittelt und als Fenstergrenzen
der Schaltung 11 zur Transformation von Grauwerten zuführt.
Anstelle oder parallel zu der Schaltungsanordnung 13 bis 16
können erfindungsgemäß noch die in Fig. 3 dargestellten
Schaltungsanordnungen zur Erkennung von Einblendungen vorge
sehen sein. Hierzu ist an der Auswerteschaltung 12 ein Mini
malwert-Detektor 19 angeschlossen, der mit einer Subtrakti
onsstufe 20 verbunden ist. Die Auswerteschaltung 12 bildet an
den Rändern des Bildes Startfelder, in denen der Minimalwert-
Detektor 19 einen ersten Minimalwert MIN1 bildet. Danach ver
längert die Auswerteschaltung 12 die Startfelder, so daß sich
rechteckförmige Auswertefelder ergeben, in denen ein neuer
Minimalwert MIN2 ermittelt wird. Dieser neue Minimalwert MIN2
wird vom alten Minimalwert MIN1 in der Subtraktionsstufe 20
subtrahiert. Über eine Schwellwertschaltung 21 ist die Sub
traktionsstufe 20 mit der Steuervorrichtung 17, die die Ver
längerung der Auswertefelder in der Auswerteschaltung 12
steuert, so daß nach Beendigung der Auswertung eine grobe
Blendenkontur vorliegt.
Parallel zu diesem Schaltungszweig ist an der Auswerteschal
tung 12 ein Median-Filter 22 angeschlossen, die mit einer Hi
stogramm-Schaltung 23 verbunden ist, deren Ausgangssignal der
Steuervorrichtung 17 zugeführt wird. Durch diese Schaltungs
anordnung läßt sich feststellen, ob die Blende gerade oder
gedreht ist. Bei gerader Blende erhält man den genauen Ver
lauf ihrer Kontur.
Ist dagegen die Blende gedreht, so werden durch Differenzier
glieder 24 und 25 die 1. und die 2. Ableitung gebildet. Die
2. Ableitung wird der Steuervorrichtung 17 zugeführt, die er
mittelt, ob diese Null beträgt. Ist ihr Wert ≠ 0, so inter
poliert die Auswerteschaltung 12 die Kurve aus zwei benach
barten Werten.
Da eine Fehldetektion der Blendenkontur, die durch die Struk
tur eines Objektes hervorgerufen sein kann, bei der 1. Ablei
tung zu einem wiederholten Vorzeichenwechsel führt, werden
diese Wechsel durch die Summenschaltung 26 registriert. Durch
eine daran angeschlossene Schwellwertschaltung 27 werden die
se Stellen dann markiert, wenn sie einen Schwellwertes von
beispielsweise fünf überschreiten, so daß die derart detek
tierten Stellen nicht als Blende betrachtet werden.
In der Fig. 5 ist der Ablauf des erfindungsgemäßen Verfah
rens zur Detektion von Überstrahlungen dargestellt. Es werden
zunächst aus dem Originalbild 30 durch eine Auswertung 31 die
Bildbereiche mit Einblendungen und Überstrahlungen detektiert
und extrahiert, so daß man ein Auswertebild 32 erhält. Somit
werden bei der anschließenden Ermittelung der Minimal- und
Maximalwerte durch eine Berechnung 33 nur die relevanten
Bildbereiche berücksichtigt. Durch eine Fensterung 34, deren
untere und obere Fenstergrenze durch das Ergebnis der Berech
nung 33 einstellbar ist, erhält man ein gefenstertes Röntgen
bild 35, das auf dem Monitor 9 betrachtet werden kann.
Da die Detektion von Einblendung und Überstrahlung unter
schiedlich abläuft, wird für die weitere Beschreibung verein
bart, daß Bereiche mit hoher Röntgenabsorbtion, wie bei
spielsweise Knochen oder Einblendungen, hell, d. h. mit hohen
Grauwerten, und Bereiche mit niedriger Röntgenabsorbtion, wie
beispielsweise Weichteile oder Überstrahlungen neben den Un
tersuchungsobjekten, dunkel, d. h. mit niedrigen Grauwerten,
dargestellt werden. Dies ist in der digitalen Radiografie so
üblich, um den gleichen Bildeindruck wie bei Filmaufnahmen zu
erhalten, bei denen eine hohe Strahlungsintensität eine hohe
Filmschwärzung bedeuten.
Zur Erkennung der Überstrahlungen wird das in Fig. 6 darge
stellte Röntgenbild mit einem Objekt 36 schachbrettartig in
kleine Rasterelemente 37 aufgeteilt, die, wie der Fig. 7 zu
entnehmen ist, beispielsweise eine Größe von 8.8 Pixel 38
aufweisen. In überstrahlten Bildbereichen 39 sind niedrige
Grauwerte und wenig Textur zu erwarten, da kein Objekt 36 und
damit eine gleichmäßig hohe Strahlungsintensität vorliegt.
Unterschreiten die Mittelwerte M aller Pixel eines Rastere
lementes einen ersten Schwellwert und deren Standardabwei
chungen σ gleichzeitig einen anderen Schwellwert, so werden
diese Rasterelemente 40 aussortiert.
Wie aus Fig. 6 zu entnehmen ist, bleiben immer noch Rastere
lemente 41 mit Überstrahlungen übrig, die teilweise Objekt 36
und teilweise Überstrahlung 39 enthalten. Durch ihre Randlage
besitzen diese sowohl eine hohe Standardabweichung σ als
auch einen hohen Mittelwert M. Eine Grauwertfensterung mit
dem Minimalwert der Pixel dieser übriggebliebenen Rasterele
mente 41 würde einen zu großen Fensterbereich ergeben, da ja
immer noch Pixel mit Überstrahlung berücksichtigt werden.
Deshalb müssen auch die Pixel innerhalb dieser Randlagenra
ster aussortiert werden. Dies geschieht dadurch, daß nicht
nur die Pixel in den Rasterelementen, die oben beschriebene
statistischen Eigenschaften besitzen, aussortiert werden,
sondern auch die Pixel in den unmittelbaren Nachbarrasterere
lementen. Durch diese Maßnahme werden alle Pixel mit Über
strahlung gefunden.
Daß dadurch auch Pixel des Objekts 36 aussortiert werden, ist
nicht störend, da es sich hierbei um Haut handelt, die nicht
von diagnostischem Interesse ist.
Durch das Verfahren werden also der Reihe nach alle Rastere
lemente auf ihre Mittelwerte M und Standardabweichungen σ
durchsucht. Sobald ein Rasterelement 42 beide Schwellwertkri
terien erfüllt, werden die Pixel dieses Rasterelementes 42
und die Pixel seiner unmittelbar acht Nachbarrasterelemente
43 zusätzlich aussortiert, wie dies die Fig. 8 zeigt.
Falls noch mehr vom Randbereich des Objektes 36, die meistens
die Haut betreffen, bei der Fensterung unberücksichtigt blei
ben soll, können auch Pixel in noch weiter entfernten Nach
barrastern aussortiert werden.
Für die Erkennung von Einblendungen eignet sich die Standard
abweichung als Kriterium nicht. Zwar ist auch hier wenig Tex
tur (homogenes Gebiet) vorhanden. Überstrahlungseffekte vom
nicht eingeblendeten Bereich bewirken jedoch einen Gradienten
der Grauwerte, was zur Folge hat, daß sich die Standardabwei
chung nicht signifikant von der im Objekt unterscheidet.
Um die Konturen einer Blende 44 aufgrund einer Konturerken
nung durch große Grauwertänderungen zu finden, werden zu
nächst alle Pixel in einem Startfeld 45 an den Bildrändern
ausgewählt, deren Grauwerte über einem Schwellwert liegen,
wie dies in Fig. 9 dargestellt ist. Von diesen Startfeldern
45 ausgehend werden nebeneinanderliegende langgestreckte Aus
wertefelder 46, die beispielsweise acht Pixel breit sein kön
nen, schrittweise, beispielsweise mit einer Schrittweite von
acht Pixeln, zur Bildmitte hin vergrößert. Nach jeder Verlän
gerung wird ein neuer Minimalwert MIN2 innerhalb des Auswer
tefeldes ermittelt und vom alten Minimalwert MIN1 subtra
hiert. Sobald diese Differenz einen bestimmten positiven
Schwellwert überschreitet, wird das Auswertefeld 46 noch um
einen Sicherheitsbetrag 47 verlängert und alle Pixel des Aus
wertefeldes 46 werden als Blende markiert.
Sollte vorher eine Differenz mit einem negativen, betragsmä
ßig über dem Rauschen liegenden Wert, auftreten, so kann mit
hoher Wahrscheinlichkeit davon ausgegangen werden, daß sich
hier keine Einblendung, sondern ein relevantes Objekt befin
det. In diesem Fall werden alle Pixel in diesem Auswertefen
ster 46 nicht als Blende markiert.
Die praktische Ausführung an medizinischen Bildern bringt
meist etwas abweichende Ergebnisse als die idealisierte Dar
stellung in Fig. 9. Fig. 11 zeigt das Ergebnis der Kontu
rerkennung an einem in Fig. 10 dargestellten realen Bei
spiel, an einem Originalbild 30 mit Einblendungen 48. Deut
lich ist zu erkennen, daß auch Kanten im medizinischen Objekt
49 zur Erzeugung von Blendenkonturen (oben und unten) führen
können.
Um eine möglichst originalgetreue Nachbildung der Einblendung
zu erhalten, wird im Folgenden die gefundene Blendenkontur
wie eine eindimensionale Funktion behandelt. Wie in Fig. 12
dargestellt erhält man für jeden der vier Bildränder eine
Funktion, auf die folgenden Verarbeitungsschritte getrennt
angewendet werden. Die Kurvenverläufe neben der detektierten
Blendenkontur geben als Funktionen den Abstand der gefundenen
Kontur zum Bildrand an.
Bei den Fehlerkennungen der Blendenkontur handelt es sich
größtenteils um einzelne, isolierte Werte, sogenannte Ausrei
ßer, und deshalb wird zur ersten Glättung der Blendenkontur
das aus der Literatur bekannte Medianfilter verwendet. Hier
bei handelt es sich um ein nichtlineares Filter, das beson
ders einzelne, sprunghafte Änderungen beseitigt, ohne die
restliche Struktur zu verändern. Dies ist den Fig. 12 und
13 zu entnehmen, bei denen die Blendenkontur ohne (Fig. 13)
und mit Medianfilterung dargestellt ist (Fig. 14).
Falls die Blende nicht gedreht sein sollte wie bei dem in Fig.
10 dargestellten Beispiel (in Fig. 9 ist sie gedreht),
führt eine Histogrammanalyse der mediangefilterten Blenden
kontur, die aus den Endpunkten der Auswertefelder in x-oder
y-Koordinaten beschrieben gebildet werden, zur idealen Glät
tung der Blendenkontur. Ein derartiges Beispiel einer einfa
chen Blendenkontur 50 ist in der Fig. 15 dargestellt. In
diesem Fall überschreitet das Maximum des in Fig. 16 darge
stellten Histogramms 51 einen bestimmten Schwellwert 52, und
es läßt sich daraus eine parallele Ausrichtung der Blen
denkante zum Bildrand ableiten, deren Abstand vom Bildrand
gleich dem Wert im Histogramm entspricht, an dem das Maximum
auftritt. Im Beispiel von Fig. 16 liegt das Maximum bei
drei, wie auch unschwer aus der Fig. 15 direkt abzuleiten
ist.
Ein weiteres, genaueres Beispiel ist anhand der Fig. 17 er
läutert. Von einem Röntgenbild 53 wird ein Teil durch eine
Blende 54 überdeckt. Von dem linken Rand der Blende 54 wird
die Blendenkontur ermittelt, so daß sich für die linke Blen
denkontur die Kurve 55 ergibt. Das Histogramm 56 der linken
Blendenkontur hat sein Maximum bei dem Wert 64. Da bei nicht
gedrehten Blenden 54 im Histogramm 56 der Kontur ein signifi
kantes Maximum an der Stelle auftritt, die dem Abstand der
Kontur vom Bildrand entspricht, beträgt dieser den Wert 64.
Bleibt das Maximum des Histogramms 56 unterhalb des Schwell
wertes, so muß von einer gedrehten Blende ausgegangen werden.
Da die reale Blendenkontur immer geradlinig ist, kann als
weiteres Kriterium für die gefundene Blendenkontur die 2. Ab
leitung verwendet werden. Es werden also nur die Stellen der
gefundenen Blendenkontur akzeptiert, in deren näheren Umge
bung die 2. Ableitung gleich Null ist, d. h., daß die Funktion
keine Krümmung aufweist. Die Stellen, an denen die 2. Ablei
tung ungleich Null ist, dies kann aufgrund einer Krümmung
oder einer Fehldetektion sein, wird die Funktion linear zwi
schen den Stellen mit einer 2. Ableitung gleich Null interpo
liert, wie dies die Fig. 18 zeigt, in der die mediangefil
terte Blendenkontur 57 wiedergegeben ist. An den markierten
Punkten 58 ist die 2. Ableitung der mediangefilterten Blen
denkontur 57 ungleich Null.
Wie in Fig. 9 dargestellt ist, existiert bei gedrehter Blen
de eine Stelle 59, an der trotz korrekter Detektion die 2.
Ableitung ungleich Null ist, während an den anderen Konturen
60 die 2. Ableitung gleich Null ist. Die durch den Algorith
mus hervorgerufene, an dieser Stelle falsche Interpolation
verfälscht aber das Endergebnis nur vernachlässigbar gering.
Dagegen werden Fehldetektionen, bei denen die 2. Ableitung
ungleich Null ist und die zu erheblichen Verfälschungen im
Endergebnis führen würden, nahezu ideal durch in Fig. 18
dargestellte Interpolationen 59 korrigiert.
Wie aus den Fig. 9 und 11 zu ersehen ist, handelt es sich
nur dann um eine wirkliche Blendenkontur, wenn höchstens 2
Richtungswechsel vorhanden sind. Dies wird durch eine Summie
rung der Vorzeichenwechsel der 1. Ableitung der mediangefil
terten Blendenkontur überprüft. Ist die Summe klein, d. h. sie
liegt zwischen 2 bis 5, wird die mediangefilterte Blendenkon
tur verwendet. Bei einer größeren Summe wird von Fehlerken
nungen ausgegangen, und es wird keine Blende berücksichtigt.
Somit setzt sich die Erkennung der Einblendung durch folgende
Operationen zusammen, wobei außer der ersten auch eine oder
mehrere weggelassen werden können:
- - Blendenkontursuche, jeweils getrennt von links, rechts, oben und unten
- - Glättung der Blendenkontur durch Medianfilterung
- - Histogrammanalyse der Blendenkontur
- - Filterung mit 2. Ableitung
- - Summierung der Vorzeichenwechsel der 1. Ableitung der Blen denkontur
Dieses erfindungsgemäße Verfahren läßt sich auch durch das in
Fig.
19 dargestellte Flußdiagramm zur Blendenkonturerkennung
beschreiben. Es weist folgende Schritte auf:
- i. Grobe Konturermittlung durch Suchen nach extremen Grau wertänderungen im medizinischen Bild,
- ii. Median-Filterung der groben Kontur,
- iii. Bildung des Histogrammes der Median-gefilterten Kontur und Ermittlung des Maximums HMAX,
- iv. Ermittlung, ob HMAX größer als ein Schwellwert ist und Bestimmung von HMAX als Abstand der zum Rande des medi zinischen Bildes parallelen Kontur,
- v. Filterung mit zweiter Ableitung, wenn HMAX kleiner als der Schwellwert ist,
- vi. Summierung der Vorzeichenwechsel der ersten Ableitung,
- vii. Vergleich der Summe mit einem zweiten Schwellwert, wobei im Falle, daß die Summe kleiner als der Schwellwert ist, die gefilterte Kontur den Verlauf der gedrehten Blende angibt.
Claims (21)
1. Bildsystem (8) für eine medizinische Diagnostikeinrich
tung (1 bis 9) zur Darstellung von medizinischen Bildern mit
tels einer Wiedergabevorrichtung (9) mit einem Bildspeicher
(10) zur bildpunktweisen Speicherung der von der Diagnostik
einrichtung (1 bis 9) erzeugten Bildsignale der Bilder und
mit einer Schaltung (11) zur Transformation von Grauwerten
des Bildsignales, an der die Wiedergabevorrichtung (9) ange
schlossen ist, dadurch gekennzeich
net, daß das Bildsystem (8) eine Schaltungsanordnung
(13 bis 26) zur Ermittelung ausgewählter Bereiche durch Er
kennung von Überstrahlungen und/oder Einblendungen und eine
Rechenschaltung (18) zur Bestimmung der Minimal- und Maximal
werte der ausgewählten Bereiche aufweist, die als Fenster
grenzen der Schaltung (11) zur Transformation von Grauwerten
zugeführt werden.
2. Bildsystem (8) nach Anspruch 1, dadurch ge
kennzeichnet, daß an dem Bildspeicher (10) ei
ne Auswerteschaltung (12) angeschlossen ist, die mit der Re
chenschaltung (18) verbunden ist, daß die Auswerteschaltung
(12) mit einer statistischen Rechenschaltung (13) zur Bestim
mung der Mittelwerte (M) aller Pixel und deren Standardab
weichungen (σ) verbunden ist, an der zwei Schwellwertschal
tungen (14, 15) zum Vergleich mit vorgegebenen Schwellwerten
angeschlossen sind, und daß die Ausgangssignale der Schwell
wertschaltungen (14, 15) durch ein UND-Glied (16) zusammenge
faßt einer Steuervorrichtung (17) zugeführt werden, die mit
der Auswerteschaltung (12) zur Ausblendung von detektierten
Pixeln verbunden ist.
3. Bildsystem (8) nach Anspruch 1 oder 2, dadurch
gekennzeichnet, daß an dem Bildspeicher (10)
eine Auswerteschaltung (12) zur Bildung von Auswertefeldern
(45, 46) angeschlossen ist, die mit der Rechenschaltung (18)
verbunden ist, daß an der Auswerteschaltung (12) ein Minimal
wert-Detektor (19) angeschlossen ist, der mit einer Subtrak
tionsstufe (20) verbunden ist, die zwei aufeinanderfolgende
Minimalwerte (MIN2, MIN1) subtrahiert, und daß eine an der
Subtraktionsstufe (20) angeschlossene Schwellwertschaltung
(21) mit der Steuervorrichtung (17) verbunden ist, die eine
Vergrößerung der Auswertefelder in der Auswerteschaltung (12)
steuert.
4. Bildsystem nach einem der Ansprüche 1 bis 3, da
durch gekennzeichnet, daß an der Aus
werteschaltung (12) ein Median-Filter (22) angeschlossen ist,
die mit einer Histogramm-Schaltung (23) verbunden ist, deren
Ausgangssignal der Steuervorrichtung (17) zugeführt wird.
5. Bildsystem nach Anspruch 4, dadurch ge
kennzeichnet, daß an der Auswerteschaltung
(12) zwei Differenzierglieder (24, 25) in Reihe angeschlossen
sind, deren Ausgangssignal der Steuervorrichtung (17) zuge
führt wird, die bei einer Unstetigkeit mit einer 2. Ableitung
von ungleich Null die Auswerteschaltung (12) derart ansteu
ert, daß diese die Unstetigkeit durch einen aus zwei benach
barten Werten interpolierten Wert ersetzt.
6. Bildsystem nach Anspruch 5, dadurch ge
kennzeichnet, daß an dem ersten Differenzier
glied (24) eine Summenschaltung (26) angeschlossen ist, die
einen wiederholten Vorzeichenwechsel der 1. Ableitung erfaßt,
und daß die Summenschaltung (26) über eine Schwellwertschal
tung (27) mit der Steuervorrichtung (17) verbunden ist, die
derart ausgebildet ist, daß bei Überschreiten des Schwellwer
tes die derart detektierten Stellen nicht als Blende betrach
tet werden.
7. Verfahren zur gefensterten Darstellung von medizinischen
Bildern, gekennzeichnet durch fol
gende Schritte:
- i. Detektion der Bildbereiche mit Einblendungen und/oder Überstrahlungen zur Ermittelung von relevanten Bildbe reichen,
- ii. Extraktion der detektierten Bildbereiche,
- iii. Ermittelung der Minimal- und/oder Maximalwerte in den relevanten Bildbereichen,
- iv. Festsetzung der Minimal- und/oder Maximalwerte als die Fenstergrenze (n) des Grauwertbereiches.
8. Verfahren zur gefensterten Darstellung von medizinischen
Bildern nach Anspruch 7, in denen Einblendungen durch eine
Blende erfolgen, gekennzeichnet durch
folgende Schritte:
- i. Bildung mehrerer nebeneinanderliegender Auswertefelder (45) zur Erkennung der Einblendungen von einem Start punkt an wenigstens einem Bildrand,
- ii. Ermittelung eines Minimalwertes (MIN1) innerhalb des Auswertefeldes (45),
- iii. schrittweise Vergrößerung der Auswertefelder (46) zur Bildmitte,
- iv. Ermittelung eines neuen Minimalwertes (MIN2) innerhalb des Auswertefeldes (46),
- v. Subtraktion des neuen Minimalwertes (MIN2) vom vorherge henden Minimalwert (MIN1),
- vi. Vergleich der Differenz mit einem bestimmten positiven Schwellwert,
- vii. liegt die Differenz der Minimalwerte unterhalb des Schwellwertes, Wiederholung ab Schritt iii.,
- viii. Markierung der Auswertefelder (46) als Blende und
- ix. Bestimmung von Minimal- und Maximalwerten außerhalb der Auswertefelder (46) als die Fenstergrenzen des Grauwert bereiches bei Differenzen, die größer als der Schwell wert sind.
9. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch ge
kennzeichnet, daß die nebeneinanderliegenden
Auswertefelder (45) an den Stellen am Bildrand gebildet wer
den, an denen die Grauwerte über einem Schwellwert liegen.
10. Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, dadurch
gekennzeichnet, daß die nebeneinanderliegen
den Auswertefelder (45, 46) eine Breite von acht Pixeln auf
weisen.
11. Verfahren nach einem der Ansprüche 8 bis 10, da
durch gekennzeichnet, daß die
schrittweise Vergrößerung der Auswertefelder (45, 46) zur
Bildmitte mit einer Schrittweite von acht Pixeln erfolgt.
12. Verfahren nach einem der Ansprüche 8 bis 11, da
durch gekennzeichnet, daß der Schritt
viii. noch Verlängerungen der Auswertefenster (46) um einen
Sicherheitsbetrag umfaßt, die ebenfalls als Blende markiert
werden.
13. Verfahren nach einem der Ansprüche 8 bis 12, da
durch gekennzeichnet, daß die Diffe
renzen mit einem negativen, betragsmäßig über dem Rauschen
liegenden Schwellwert detektiert die Pixel in diesem Auswer
tefenster (46) nicht als Blende markiert werden.
14. Verfahren nach einem der Ansprüche 8 bis 13, da
durch gekennzeichnet, daß die Ränder
der Auswertefelder (45, 46) als Funktion der Blendenkontur
(50) durch Medianfilterung gefiltert werden.
15. Verfahren nach Anspruch 14, dadurch ge
kennzeichnet, daß von der gefilterten Funktion
der Blendenkontur (50) ein Histogramm (51) ermittelt wird.
16. Verfahren nach Anspruch 14 oder 15, dadurch
gekennzeichnet, daß die zweite Ableitung der
gefilterten Funktion der Blendenkontur (50) gebildet wird.
17. Verfahren nach einem der Ansprüche 14 bis 16, da
durch gekennzeichnet, daß die Vorzei
chenwechsel der ersten Ableitung der gefilterten Funktion der
Blendenkontur (50) summiert werden.
18. Verfahren nach einem der Ansprüche 7 bis 17, ge
kennzeichnet durch folgende Schritte:
- i. Ermittelung der Blendenkontur,
- ii. Glättung der Blendenkontur,
- iii. Histogrammanalyse der Blendenkontur,
- iv. Filterung mit 2. Ableitung und
- v. Summierung der Vorzeichenwechsel der 1. Ableitung der Blendenkontur.
19. Verfahren nach einem der Ansprüche 7 bis 18, ge
kennzeichnet durch folgende weitere
Schritte:
- i. Unterteilung des Bildes in schachbrettartig angeordnete Rasterelemente (37),
- ii. Ermittelung der Mittelwerte (M) und Standardabweichun gen (σ) aller Rasterelemente (37),
- iii. Vergleich aller Mittelwerte (M) und Standardabweichun gen (σ) mit je einem Schwellwert,
- iv. Aussortierung aller Pixel, die in Rasterelementen (40) liegen, deren Mittelwerte (M) und und deren Standardab weichungen (σ) die Schwellwerte unterschreiten.
20. Verfahren nach Anspruch 19, dadurch ge
kennzeichnet, daß neben den aussortierten Ra
sterelementen (40) die benachbarten Rasterelemente (43) aus
sortiert werden.
21. Verfahren zur gefensterten Darstellung von medizinischen
Bildern, gekennzeichnet durch
folgende Schritte:
- i. Grobe Konturermittlung durch Suchen nach extremen Grau wertänderungen im medizinischen Bild,
- ii. Median-Filterung der groben Kontur,
- iii. Bildung des Histogrammes der Median-gefilterten Kontur und Ermittlung des Maximums HMAX,
- iv. Ermittlung, ob HMAX größer als ein Schwellwert ist und Bestimmung von HMAX als Abstand der zum Rande des medi zinischen Bildes parallelen Kontur,
- v. Filterung mit zweiter Ableitung, wenn HMAX kleiner als der Schwellwert ist,
- vi. Summierung der Vorzeichenwechsel der ersten Ableitung,
- vii. Vergleich der Summe mit einem zweiten Schwellwert, wobei im Falle, daß die Summe kleiner als der Schwellwert ist, die gefilterte Kontur den Verlauf der gedrehten Blende angibt.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE19742152A DE19742152B4 (de) | 1997-09-24 | 1997-09-24 | Verfahren zur gefensterten Darstellung von medizinischen Bildern |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE19742152A DE19742152B4 (de) | 1997-09-24 | 1997-09-24 | Verfahren zur gefensterten Darstellung von medizinischen Bildern |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE19742152A1 true DE19742152A1 (de) | 1999-03-25 |
DE19742152B4 DE19742152B4 (de) | 2007-06-06 |
Family
ID=7843477
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE19742152A Expired - Fee Related DE19742152B4 (de) | 1997-09-24 | 1997-09-24 | Verfahren zur gefensterten Darstellung von medizinischen Bildern |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
DE (1) | DE19742152B4 (de) |
Cited By (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE102005043051A1 (de) * | 2005-09-09 | 2007-03-22 | Siemens Ag | Verfahren und Einrichtung zum Erzeugen eines Röntgenbildes |
DE102005047539A1 (de) * | 2005-09-30 | 2007-04-05 | Siemens Ag | Bildverarbeitungsverfahren zur Fensterung und/oder Dosisregelung für medizinische Diagnostikeinrichtungen |
DE10311627B4 (de) * | 2003-03-14 | 2007-07-19 | Siemens Ag | Verfahren und Vorrichtung zur Ermittlung und Dokumentierung von applizierten Röntgenbelichtungswerten |
US7499575B2 (en) | 2003-03-25 | 2009-03-03 | Siemens Aktiengesellschaft | Computer-assisted detection method for diaphragm edges caused in an image by a diaphragm |
DE102005003226B4 (de) * | 2005-01-24 | 2014-02-06 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren und Einrichtung zur Wiedergabe eines Röntgenbildes |
Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5150421A (en) * | 1990-01-09 | 1992-09-22 | Hitachi, Ltd. | System for automated transformation of gray level of image |
EP0576961A2 (de) * | 1992-06-29 | 1994-01-05 | Eastman Kodak Company | Automatische Detektion des Vorder- und Hintergrunds in Numerischen Röntgenbildern |
US5351306A (en) * | 1991-09-06 | 1994-09-27 | Siemens Aktiengesellschaft | Apparatus for reproducing video signals on a monitor |
US5450502A (en) * | 1993-10-07 | 1995-09-12 | Xerox Corporation | Image-dependent luminance enhancement |
-
1997
- 1997-09-24 DE DE19742152A patent/DE19742152B4/de not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5150421A (en) * | 1990-01-09 | 1992-09-22 | Hitachi, Ltd. | System for automated transformation of gray level of image |
US5351306A (en) * | 1991-09-06 | 1994-09-27 | Siemens Aktiengesellschaft | Apparatus for reproducing video signals on a monitor |
EP0576961A2 (de) * | 1992-06-29 | 1994-01-05 | Eastman Kodak Company | Automatische Detektion des Vorder- und Hintergrunds in Numerischen Röntgenbildern |
US5450502A (en) * | 1993-10-07 | 1995-09-12 | Xerox Corporation | Image-dependent luminance enhancement |
Non-Patent Citations (2)
Title |
---|
GONZALEZ, R.C., WOODS, R.E.: Digital Image Processing, Addison-Wesley, 1992, S. 488-490 * |
PETKOVIC, D., u.a.: Projection-based High Accuracy Measurement of Straight Line Edges, Machine Vision and Applications, 1988, S. 183-199 * |
Cited By (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE10311627B4 (de) * | 2003-03-14 | 2007-07-19 | Siemens Ag | Verfahren und Vorrichtung zur Ermittlung und Dokumentierung von applizierten Röntgenbelichtungswerten |
US7499575B2 (en) | 2003-03-25 | 2009-03-03 | Siemens Aktiengesellschaft | Computer-assisted detection method for diaphragm edges caused in an image by a diaphragm |
DE102005003226B4 (de) * | 2005-01-24 | 2014-02-06 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren und Einrichtung zur Wiedergabe eines Röntgenbildes |
DE102005043051A1 (de) * | 2005-09-09 | 2007-03-22 | Siemens Ag | Verfahren und Einrichtung zum Erzeugen eines Röntgenbildes |
US7822255B2 (en) | 2005-09-09 | 2010-10-26 | Siemens Aktiengesellschaft | Method and apparatus for generation of an x-ray image |
DE102005043051B4 (de) * | 2005-09-09 | 2015-12-17 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren und Einrichtung zum Erzeugen eines Röntgenbildes |
DE102005047539A1 (de) * | 2005-09-30 | 2007-04-05 | Siemens Ag | Bildverarbeitungsverfahren zur Fensterung und/oder Dosisregelung für medizinische Diagnostikeinrichtungen |
US7747058B2 (en) | 2005-09-30 | 2010-06-29 | Siemens Aktiengesellschaft | Image processing method for windowing and/or dose control for medical diagnostic devices |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
DE19742152B4 (de) | 2007-06-06 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE69629445T2 (de) | Automatische Tonskalenabstimmung mittels Bildaktivitätsmessungen | |
DE2952422C3 (de) | Verfahren und Vorrichtung zum Verarbeiten eines Röntgenbildes bei einem Röntgenbild-Kopiersystem | |
DE69120341T2 (de) | Steuerungsvorrichtung für optisch photographisches System | |
DE3588169T2 (de) | Verfahren zur Detektion einer Bildbelichtungsfläche in einem Bildauslesevorgang | |
DE69229214T2 (de) | Verfahren und Vorrichtung zur automatischen Grauskalaerzeugung für numerische Strahlungsbilder | |
DE69129275T2 (de) | Verfahren zum Verarbeiten von Röntgenbilddaten zur Ermittlung von Schweissfehlern | |
DE69111932T2 (de) | Tönungsskala-herstellungsverfahren und vorrichtung für digitale röntgenbilder. | |
DE10314071B3 (de) | Verfahren zur qualitativen Beurteilung eines Materials mit mindestens einem Erkennungsmerkmal | |
DE102005043051B4 (de) | Verfahren und Einrichtung zum Erzeugen eines Röntgenbildes | |
DE4108288C2 (de) | ||
DE69523043T2 (de) | Zusammenstellung eines bildes aus teilbildern | |
DE4106825A1 (de) | Belichtungskontrollvorrichtung fuer einzelbild-videokameras | |
DE19849090A1 (de) | Verfahren zur Verarbeitung eines Eingangsbildes | |
DE3426933A1 (de) | Anordnung zum selbsttaetigen korrigieren von fehluebertragungen | |
EP1064793A1 (de) | Verfahren zur bildanalyse und korrektur von videosignalwerten | |
DE2406622C2 (de) | Vorrichtung zur Erzeugung eines Differenzbildes aus einem ersten und einem zweiten Bild | |
DE68902255T2 (de) | Verfahren zur bestimmung der kontur eines bestrahlungsfelds. | |
DE19742152B4 (de) | Verfahren zur gefensterten Darstellung von medizinischen Bildern | |
DE69913311T2 (de) | Röntgenuntersuchungsvorrichtung mit regelung der strahlendosis | |
EP1024400B1 (de) | Maske und Verfahren zum Ändern eines Helligkeitsprofils einer fotografischen Abbildung beim fotografischen oder digitalen Kopieren | |
DE19754909A1 (de) | Verfahren und Vorrichtung zur Erfassung und Bearbeitung von Abbildungen biologischen Gewebes | |
DE19700318A1 (de) | Verfahren zur Bestimmung der Geometriedaten von Abtastvorlagen | |
DE19962717A1 (de) | Algorithmus für eine A/D-Fenstersteuerung bei einer elektronischen Portalbilderfassung in einem Strahlentherapiesystem | |
DE102005003226B4 (de) | Verfahren und Einrichtung zur Wiedergabe eines Röntgenbildes | |
DE19734725A1 (de) | Bildsystem für eine medizinische Diagnostikeinrichtung und Verfahren zur gefensterten Darstellung von medizinischen Bildern |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
OP8 | Request for examination as to paragraph 44 patent law | ||
8120 | Willingness to grant licences paragraph 23 | ||
8364 | No opposition during term of opposition | ||
8339 | Ceased/non-payment of the annual fee |