DE4405232C1 - Verfahren zur Verarbeitung von CT- und MR- Bildsignalen - Google Patents

Description

In der medizinischen Technik werden aus Signalen, die in der CT von einem Detektor geliefert werden und in der MR entste­ hen, mit Hilfe eines Rechners Bilder des untersuchten Berei­ ches eines Patienten rekonstruiert. Anhand der Bildsignale, aus denen die Bilder rekonstruiert werden, ist eine Bildbe­ einflussung möglich.

In IEEE Transactions on Medical Imaging, Vol. 7, Nr. 2, Juni 1988, Seiten 154 bis 160, ist ein Algorithmus zur Bild­ filterung beschrieben, der von signalunabhängigem, weißem Rauschen ausgeht, was bei CT- und MR-Bildern nicht der Fall ist. Die bekannte Filterung wirkt zweidimensional und ist da­ her an Objektkanten entweder zu glättend oder läßt das Rau­ schen unbeeinflußt. Ferner benötigt der bekannte Algorithmus ein hohes Signal zu Rauschverhältnis.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren der eingangs genannten Art zu schaffen, bei der das Pixelrauschen reduziert ist, ohne daß die Bildschärfe beeinflußt wird.

Diese Aufgabe ist erfindungsgemäß gelöst durch die Merkmale des Patentanspruches 1. Das erfindungsgemäße Verfahren er­ laubt die Bearbeitung von CT (Computertomographie)- und MR (Magnetresonanz)-Bildern.

Einzelheiten der Erfindung ergeben sich aus den Unteransprü­ chen. Die Erfindung ist nachfolgend anhand der Zeichnungen näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 und 2 Darstellungen zur Erläuterung der Glättung bei dem erfindungsgemäßen Verfahren.

Fig. 3 und 4 Darstellungen zur Erläuterung der Anpassung der Glättungsstärke bei dem erfindungsgemäßen Verfahren, und

Fig. 5 eine Darstellung zur Erläuterung der Anpassung der Filterlänge bei dem erfindungsgemäßen Verfah­ ren.

Wesentlich für das erfindungsgemäße Verfahren sind folgende Schritte:

Man glättet das Bild lokal eindimensional in der Richtung der kleinsten Varianz, also z. B. entlang von Objektkanten. Da­ durch wird das Rauschen reduziert, ohne die subjektive Bild­ schärfe durch Kantenverschleifung zu vermindern. Zusätzlich wird die Stärke der Glättung durch die lokale (minimale) Va­ rianz gesteuert. Mit steigender lokaler, minimaler Varianz wird weniger geglättet. Die Variation der Glättung wird durch Mischen von ungeglättetem und geglättetem Anteil erzielt. Be­ rechnet wird das Mischungsverhältnis aus der mittleren, mini­ malen Varianz Vmn über das gesamte Bild. Erreicht die lokale Varianz einen von Vmn abgeleiteten 50%-Wert, so werden unge­ glätteter und geglätteter Bildanteil zu gleichen Teilen ge­ mischt.

Unter der Annahme der Richtungsinvarianz des Rauschens ist die bezüglich der Richtung minimale Varianz ein Maß für das Pixelrauschen.

Die Voraussetzung gilt jedoch nicht bei gerichtetem Rauschen. Daher sollte durch geeignete Vorfilterung das gerichtete Rau­ schen entfernt sein.

In der Fig. 1 sind vier Richtungen zur Auswahl für die ein­ dimensionale Glättung in Richtung der niedrigsten Varianz, also bei medizinischen Bildern z. B. entlang von Knochenkan­ ten, dargestellt. Die Fig. 2 zeigt zwei Richtungen niedrig­ ster Varianz in einem Bild. Das Ergebnis ist ein geglättetes Bild.

Die Fig. 3 und 4 zeigen die Anpassung der Glättungsstärke an die lokale Varianz. In der Fig. 4 ist dabei auf der waagrech­ ten Achse die Varianz aufgetragen, der Kreis in der gezeigten Kurve veranschaulicht die starke Glättung der durch Kreise gekennzeichneten Bildpunkte in Fig. 3, der fette Punkt in der gezeigten Kurve beschreibt die schwache Glättung der durch gefüllte Kreise gekennzeichneten Bildpunkte in Fig. 3 auf­ grund der hohen lokalen Varianz. Die Mischung eines geglätte­ ten Bildpunktes und eines Originalbildpunktes abhängig von der Varianz führt zu lokal unterschiedlicher Rauschreduktion. Das Ergebnis ist ein adaptiv geglättetes Bild.

Die Fig. 5 zeigt die Anpassung der Filterlänge an den Zoom­ faktor mittels Unterabtastung. Die räumliche Ausdehnung der Glättungsoperation bleibt gleich.

Das erfindungsgemäße Verfahren erfüllt die oben aufgeführten Anforderungen, indem das Rauschen, z. B. von Innenohrbildern, ohne einen sichtbaren Schärfeverlust um bis zu 30% reduziert werden kann. Die Struktur des Rauschens ändert sich dabei kaum, jedoch glättet das erfindungsgemäße Verfahren lokal un­ terschiedlich stark. Dies ist bei starker Rauschreduktion in Bildbereichen ohne Objektstruktur erkennbar.

Nachfolgend wird das erfindungsgemäße Verfahren im einzelnen beschrieben:

Elemente des Verfahrens

B(x,y): Punkte des Originalbildes,
nx: Anzahl der Spalten eines Bildes,
ny: Anzahl der Zeilen eines Bildes,
u: Ganzzahliger Teil des Zoomwertes
v: Ganzzahliger Teil von u/2

1. Berechnung der lokalen Varianz in 4 Richtungen:

0 Grad
45 Grad
90 Grad
135 Grad

Es werden sieben Stützstellen verwendet. Bei Zoom < 1 wird eine entsprechende Unterabtastung u eingesetzt.

Varianz entlang der Richtung 1 (0 Grad):

Varianz entlang der Richtung 2 (45 Grad):

2. Ermittlung des Wertes und der Richtung der kleinsten Varianz

Vmin(x,y) = [V(x,y,r)], rmin(x,y) = r[Vmin(x,y)],

1 <= r <= 4

Für die Bearbeitung von MR-Bildern wird eine zusätzliche Stufe integriert.

Für rmin(x-1,y) = 1: rmin(x,y)=1, wenn V(x,y,1)/Vmin(x-1, y) < M.

Für rmin(x,y-1) = 2: rmin(x,y)=2, wenn V(x,y,2)/Vmin(x, y-1) < M.

Für rmin(x-1,y-1)=3: rmin(x,y)=3, wenn V(x,y,3)/Vmin (x-1, y-1) < M.

Für rmin(x+1,y-1) =4: rmin(x,y) =4, wenn V(x,y,4)/Vmin(x+1,y-1) < M.

Vmin(x,y) = V(x,y,rmin).

Dadurch wird die Richtung der Glättungsoperation beibe­ halten und Objektkanten hervorgehoben, die über eine län­ gere Strecke in einer Richtung verlaufen. Bei MR-Bildern ist M=2.

3. Glättung entlang der Richtung rmin kleinster Varianz (nach 2:).

Die Glättung erfolgt mit sieben benachbarten Stützstellen bei Zoom 1. Bei höherem Zoom wird eine entsprechende Un­ terabtastung verwendet, d. h. die Glättung wirkt auf den gleichen Ortsbereich. Um bei Aufnahmen mit höherem Zoom eine hinreichende Unterdrückung hoher Frequenzen zu er­ zielen, wird der gefilterte Vektor in einer zweiten Stufe mit einem Rechteckfilter nachgeglättet, dessen Länge gleich dem Grad der Unterabtastung ist.

Glättung entlang der Richtung 1 (0 Grad):

TP(i) sind die Koeffizienten eines Tiefpaßfaltungskernes.

4. Adaption nach Amplitudenwerten

Abhängig von der minimalen, lokalen Varianz Vmin(x,y) (nach 2:) werden ungefilterte und gefilterte Bildpunkte nach folgender Formel gemischt:

Ba(x,y)= (1-a)*B(x,y)+a*Bf(x,y)

mit a = 1/[1+Vmin(x,y)/V50].

Die Adaptation verhindert, daß in Bildregionen mit star­ kem Objektkontrast zu stark geglättet wird.

5. Parameter

V50 ist eine Varianz, bei der der Adaptionskoeffizient a=1/2 wird. Der Wert wird automatisch aus den Bilddaten ermittelt, indem die mittlere minimale Varianz Vmn z. B. mit dem Faktor F=0.02 multipliziert wird. Durch diese Wahl von F wird das Rauschen um ca. 10% reduziert.

Die Stärke der Adaptation und damit der Rauschreduktion kann durch Variation des 50%-Wertes V50 eingestellt wer­ den.

V50 = Vmn*F

Die Erfindung eignet sich insbesondere für die Bearbei­ tung medizinischer Bilder, z. B. CT- oder MR-Bilder.

Claims (4)

1. Verfahren zur Verarbeitung von CT- und MR-Bildsignalen, dadurch gekennzeichnet, daß das Bild lokal eindimensional in Richtung der kleinsten Varianz geglättet wird, wobei die Stärke der Glättung durch die lokale Varianz gesteuert wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch ge­ kennzeichnet, daß mit steigender lokaler, minimaler Varianz weniger geglättet wird.

3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch ge­ kennzeichnet, daß die Variation der Glättung durch Mischen von ungeglättetem und geglättetem Anteil er­ zielt wird.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, ge­ kennzeichnet durch die Anwendung für die Bearbeitung medizinischer Bilder.