专利名称：降噪方法
技术领域：
本发明的实施方式涉及ー种降噪方法。
背景技术：
受到弱光引起的噪声及条纹(streak)的影响，X射线CT图像的质量有时候会严重变差。这个问题虽然可以通过増加X射线的剂量得到缓解，但从患者安全性方面考虑，这种方法在临床上是不被允许的。为了在安全辐射剂量等级的前提下达到在诊断上有用的图像质量，在以往寻求用于大幅度地降低噪声及条纹的优选的解决策略，近数十年来进行了各种各样的尝试。受到关于低辐射剂量的意识提升的影响，所提出的上述研究在最近重要性显著增加，备受关注。为了改良结果，在以往的尝试中，利用自适应滤波器来代替固定滤波器。作为固定 滤波器的若干示例有三角滤波器及双向滤波器。作为自适应滤波器的若干示例有自适应型高斯滤波器、自适应型裁剪均值滤波器。在以往技术的自适应滤波器中，其滤波器參数需要适当地进行调整。依照经验，对每个图像分别实现此调整的最佳化。在其他的例示的滤波器中，高斯核的方差和数据的噪声方差相同。同样地，由于是对图像分别进行调整，因此利用上述以往技术的自适应滤波器执行的噪声和/或条纹的降低并不充分。依然期望有一种有效的滤波器，该滤波器虽然使噪声及条纹的降低达到最大程度但其滤波器參数却不用复杂或特定的方法来进行调整。
发明内容
目的是在降低计算机断层摄影(CT)等的測定信号的噪声的方法中，抑制滤波器效果对于滤波器參数的依赖性。本实施方式涉及的降噪方法包含a)根据规定的噪声模型，决定测定信号各自的噪声方差的步骤山)根据上述噪声方差的P次方，产生针对各上述測定信号的滤波器的离散核的步骤，该针对各上述測定信号的滤波器的离散核表示针对各上述測定信号的滤波器的频率响应；以及c)应用分别对应的上述离散核，对上述測定信号进行滤波的步骤。
图I是表示基于本实施方式的多切片X射线CT装置或扫描器的结构的图。图2是表示利用噪声模型预测的方差(y轴)和实测方差(X轴)的关系的图表。图3是表示在图2的计数范围、及利用噪声模型预测的方差(y轴)和实测方差(X轴)的关系变得格外非线性的计数较少的延伸范围内的上述关系的图表。图4是表示使用规定高斯滤波器的与维N、VarScale及VarPower相关的高斯滤波器的有效滤波器大小和计数的关系的图表。图5是表示使用基于本实施方式的具有第I组參数值的规定滤波器的噪声和/或条纹减少处理部的ー实施方式中的滤波后的平均计数和对数转换后方差的关联的图表。图6是表示使用基于本实施方式的具有第2组參数值的规定滤波器的噪声和/或条纹减少处理部的ー实施方式中的滤波后的平均计数和对数转换后方差的关联的图表。图7是表示使用基于本实施方式的具有第3组參数值的规定滤波器的噪声和/或条纹减少处理部的ー实施方式中的滤波后的平均计数和对数转换后方差的关联的图表。图8是表示与使利用本实施方式重建CT图像前測定的数据的噪声和/或条纹大幅度地降低的ー个例示性处理相关的步骤的流程图。图9A是作为基于本实施方式的自适应型高斯滤波器的应用结果而示出在临床上有意义的改善的肩部图像。图9B是作为基于本实施方式的自适应型高斯滤波器的应用结果而示出在临床上有意义的改善的肩部图像。 图9C是作为基于本实施方式的自适应型高斯滤波器的应用结果而示出在临床上有意义的改善的肩部图像。图IOA是作为基于本实施方式的自适应型高斯滤波器的应用结果而示出在临床上有意义的改善的其他肩部图像。图IOB是作为基于本实施方式的自适应型高斯滤波器的应用结果而示出在临床上有意义的改善的其他肩部图像。图IOC是作为基于本实施方式的自适应型高斯滤波器的应用结果而示出在临床上有意义的改善的其他肩部图像。图IlA是基于图10A、10B及IOC的同一数据而以肺窗(Iungwindow)表示的缩放后的重建的图像。图IlB是基于图10A、10BJ IOC的同一数据而以肺窗表示的缩放后的重建的图像。图IlC是基于图10A、10BJ IOC的同一数据而以肺窗表示的缩放后的重建的图像。
具体实施例方式以下，一边參照附图ー边说明本实施方式。在此，參照附图，相同參照编号表示所有附图中对应的构造，尤其參照图1，图中表示包含台架100和其他处理部或単元的、基于本实施方式的多切片X射线CT装置或扫描器的ー实施方式。如前视图所示，台架100还包含X射线管101、环状框架102、多列或ニ维排列型X射线检测器103。X射线管101及X射线检测器103是在直径方向上隔着被摄体(subject) S而安装于环状框架102，环状框架102绕着轴RA旋转。被摄体S沿着轴RA在图示的页面内外移动期间，旋转単元107使框架102以O. 4秒/旋转等高速旋转。多切片X射线CT装置还包含电流调整器113和高电压产生装置109，该高电压产生装置109对X射线管101施加管电压，使X射线管101生成X射线。在ー实施方式中，高电压产生装置109被安装于框架102。X射线向被摄体S辐射，用圆表示被摄体S的截面积。X射线检测器103为了检测透过被摄体S的辐射出的X射线，隔着被摄体S而位于X射线管101的相反侧。
另外，參照图1，X射线CT装置或扫描器还包含用来处理来自X射线检测器103的被检测出的信号的其他处理部。数据收集电路或数据收集系统(DAS) 104针对各通道将X射线检测器103输出的信号转换成电压信号，对其进行放大后再进ー步转换成数字信号。X射线检测器103及DAS104构成为对每I旋转的规定的所有投影数(TPPR total number ofprojections per rotationノ进打f呆作。上述数据通过非接触式数据发送器105，被发送给台架100外部的控制中心内所容纳的前处理处理部106。前处理处理部106执行对原始数据的灵敏度校正等特定校正。接着，存储处理部112在即将重建处理前的阶段，存储还被称为投影数据的作为结果而生成的数据。存储处理部112和重建处理部114、显示处理部116、输入处理部115、及扫描计划帮助装置200 —起，经由数据/控制总线而连接于系统控制器110。扫描计划帮助装置200包含为制定扫描计划而帮助摄像技师的功能。本实施方式的ー实施方式还包含各种软件模块和硬件构成要素，使用规定滤波器使计算机断层摄影图像的条纹和/或噪声大幅度地降低。根据本实施方式的一方式，CT装置的降噪处理部117有利地执行噪声和/或条纹的減少。在ー实施方式中，降噪处理部117 经由数据/控制总线，动作性地连接于其他软件模块、和/或存储处理部112、重建处理部114、显示处理部116、及输入处理部115等系统构成要素。关于这一点，在本实施方式的其他实施方式中，未必由降噪处理部117単独地执行降噪功能和/或与此关联的任务。而且，降噪处理部117在本实施方式的代替实施方式中，通过任意选择而变成重建处理部114等其他处理部的一部分。一般来说，CT内的投影数据可以在规定的对数转换处理之后利用。在该对数转换处理中，将由于扫描对象而衰减的被測定后的X射线强度信号转换成线积分数据。然后，根据该线积分数据，利用已知的数学反演(mathematical inversion)方法来重建CT图像。在基于本实施方式的噪声/条纹减少系统的例示性ー实施方式中，降噪处理部117转换投影数据而使其返回至原始的X射线强度数据或光子计数测定值。这种情况下，降噪处理部117在转换步骤中需要与系统校正处理相关的ー些信息。或者，降噪处理部117对测定出的X射线强度信号直接存取。降噪处理部117基于X射线强度信号或光子计数，决定对数转换后的数据的噪声方差CO。在本实施方式中，以对数转换处理后使噪声均匀化的方式来决定噪声滤波器參数。为了理解对数转换对于測定出的数据的效果，关于对数转换前及后的方差调用噪声模型。对数转换前(before — log)的噪声方差VarBIj是利用由式(I)定义的对数转换前噪声模型来推測的。Var BL = Ve+WI (I)VarBIj是对数转换前的全部噪声方差，Ve是电子噪声的方差(electronic noisevariance)，I是平均计数。W是检测器的増益，这是通道、片段、数据收集系统(DAS)、和/或校准的函数。另ー方面，对数转换后的噪声方差Vai^是利用由式(2)定义的对数转换后的噪声模型来推測的。VarM =—ナP)
上述两个式子均公开于「Adaptivestreak artifact reduction in CTresulting from excessive χ-ray photon noise」、Jiang Hsieh(GE)>Med. Phys. 25(11 )>2139 47,1998 年。噪声方差被决定之后，自适应型高斯滤波器被应用于X射线强度数据。自适应型高斯滤波器(G)的例示性一方式是由式(3)定义。
权利要求
1.一种降噪方法,包含 a)根据规定的噪声模型，决定測定信号各自的噪声方差的步骤； b)根据上述噪声方差的P次方，产生针对各上述測定信号的滤波器的离散核的步骤，该针对各上述測定信号的滤波器的离散核表示滤波器针对各上述測定信号的频率响应；以及 c)应用分别对应的上述离散核，对上述測定信号进行滤波的步骤。
2.根据权利要求I所述的降噪方法，其中 上述规定的噪声模型是通过Varm = (Ve + WI) /I2定义的， 上述I是上述測定信号，上述Ve是背景噪声，上述W是信号増益。
3.根据权利要求2所述的降噪方法，其中 针对各上述測定信号的上述滤波器的上述离散核是通过对上述噪声方差的P次方乘以常数K而生成的。
4.根据权利要求3所述的降噪方法，其中 上述P是根据包含线性扩散式的尺度空间的导出而被決定的。
5.根据权利要求3所述的降噪方法，其中 上述P具有0. 2至I的范围内的值，上述常数K具有I至10000的范围内的值。
6.根据权利要求5所述的降噪方法，其中 相对于上述测定信号，上述P为0.5，上述K为I。
7.根据权利要求I所述的降噪方法，其中 针对用于产生上述測定信号的检测器内的各检测器元件(i )的上述滤波器的上述离散核IsiCI是由
8.根据权利要求7所述的降噪方法，其中 上述參数\等于由Var& = (Ve + WI) /I2決定的对数转换后的方差，上述I是上述测定信号，上述Ve是已知的电子噪声的值。
9.根据权利要求I所述的降噪方法，其中 针对用于产生上述測定信号的检测器内的各检测器元件(i，j)的上述滤波器的上述离散核IG (id, jto是由
10.根据权利要求9所述的降噪方法，其中 上述參数\等于由Var& = (Ve + WI) /I2決定的对数转换后的方差，上述I是上述测定信号，上述Ve是已知的电子噪声的值。
11.根据权利要求I所述的降噪方法，其中 重复执行上述步骤a)、b)及C)。
12.根据权利要求I所述的降噪方法，其中 上述滤波器是低通型的高斯滤波器。
13.根据权利要求I所述的降噪方法，其中 上述滤波器是为了使上述測定信号内的噪声均匀化而设置的。
14.根据权利要求2所述的降噪方法，其中 上述滤波器是高斯滤波器， 针对各上述測定信号的上述高斯滤波器的方差\是根据对数转换后的噪声方差Var&的规定的VarPower，通过乘以作为各上述測定信号中的上述滤波器的上述频率响应而使用的规定常数VarScale而生成。
15.根据权利要求14所述的降噪方法，其中上述 VarScale 是由 VarScale = I/ (4 n ) (1/Var0) 2/N 定义的，Var0 为(Ve0 + W0I0)/Itl2,式中Vetl及Wtl分别是电子噪声的方差的平均值及检测器的増益，I0是能够容许的噪声计数。
16.根据权利要求15所述的降噪方法，其中 上述VarPower是利用2/N来定义的，N是上述高斯滤波器的维数。
17.—种降噪方法,包含 a)根据规定的噪声模型，决定多个测定信号各自中的相对噪声等级的步骤； b)根据上述相对噪声等级，决定用于使各上述測定信号的噪声等级大体均匀化的滤波器的离散核的步骤；以及 c)应用分别对应的上述离散核，对上述測定信号进行滤波的步骤。
18.根据权利要求17所述的降噪方法，其中 上述相对噪声等级是
19.根据权利要求18所述的降噪方法，其中 针对用于产生上述測定信号的检测器内的各检测器元件(i )的上述滤波器的上述离散核是由
20.根据权利要求18所述的降噪方法，其中 针对用于产生上述測定信号的检测器内的各检测器元件(i，j)的上述滤波器的上述离散核是由
21.根据权利要求17所述的降噪方法，其中 重复执行上述步骤a)、b)及C)。
22.根据权利要求17所述的降噪方法，其中 上述滤波器是高通型高斯滤波器。
全文摘要
在降低计算机断层摄影(CT)等的测定信号的噪声的方法中，抑制滤波器效果对于滤波器参数的依赖性。降噪方法包含a)根据规定的噪声模型，决定测定信号各自的噪声方差的步骤；b)根据噪声方差的P次方，产生针对各测定信号的滤波器的离散核的步骤，该针对各测定信号的滤波器的离散核表示滤波器对于各测定信号的频率响应；以及c)应用分别对应的上述离散核，对测定信号进行滤波的步骤。
文档编号G06T5/00GK102819826SQ201210185139
公开日2012年12月12日 申请日期2012年6月6日 优先权日2011年6月6日
发明者杨智, A·察莫耶廷, 邹宇, M·D·西尔弗 申请人:株式会社东芝, 东芝医疗系统株式会社