DE19849090A1 - Verfahren zur Verarbeitung eines Eingangsbildes - Google Patents
Verfahren zur Verarbeitung eines EingangsbildesInfo
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Abstract
Die Erfindung bezieht sich auf ein Bildverarbeitungsverfahren, bei dem ein Eingangsbild zunächst in eine Reihe von Detailbildern zerlegt wird, denen jeweils ein Ortsfrequenzbereich zugeordnet ist, wobei Schwachkontraste angehoben werden, bevor ein Ausgangsbild aus den bei der Zerlegung entstehenden und danach modifizierten Bildern zusammengesetzt wird. Die Modifikation der Detailbilder erfolgt dabei sowohl in Abhängigkeit von dem jeweiligen Bildwert als auch in Abhängigkeit von dem mittleren Bildwert und/oder der Variation der Bildwerte in einem Fenster um das jeweilige Pixel herum.
Description
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Verarbeitung eines Eingangsbildes mit folgenden
Schritten:
- - Zerlegung des Eingangsbildes in eine Folge von Detailbildern, die jeweils nur einen Teil der Ortsfrequenzen des Eingangsbildes enthalten.
- - Modifikation mindestens eines Teils der zu den Pixeln wenigstens eines der Detailbilder gehörenden Bildwerte,
- - Rekonstruktion eines Ausgangsbildes aus den ggf. gefilterten Detailbildern.
Das Eingangsbild kann dabei eine Röntgenaufnahme sein, doch können auch andere bei
der medizinischen Diagnostik erzeugte und in elektronischer Form vorliegende Bilder
verarbeitet werden, wobei jedem Pixel (als Pixel wird ein Bildelement bezeichnet; ein Bild
setzt sich aus einer Matrix von Pixeln zusammen) ein die Helligkeit in diesem Pixel
kennzeichnender Bildwert zugeordnet ist. Außerdem bezieht sich die Erfindung auf eine
Anordnung zur Durchführung dieses Verfahrens.
Ein Verfahren der eingangs genannten Art ist aus der EP-A 527 525 bekannt. Bei dem
bekannten Verfahren wird in einer ersten Zerlegungsebene das Eingangsbild einer
Tiefpaßfilterung unterzogen, und das entstehende Tiefpaßbild wird von dem Eingangsbild
subtrahiert, wobei sich ein als erstes Detailbild bezeichnetes Differenzbild ergibt, in dem
nur noch die allerhöchsten Ortsfrequenzen des Eingangsbildes erhalten sind. Wegen der
Subtraktion des Tiefpaßbildes von dem Eingangsbild können sich für Pixel in dem
Detailbild sowohl positive als auch negative Werte ergeben. Diese stellen den Kontrast des
Bildes dar; doch werden sie im folgenden gleichwohl als Bildwerte bezeichnet.
In einer zweiten Zerlegungsebene wird das Tiefpaßbild einer erneuten Tiefpaßfilterung
unterzogen, so daß ein zweites Tiefpaßbild entsteht, das bezogen auf das Orginalbild
weniger höherfrequente Ortsfrequenzanteile repräsentiert, als das erste Tiefpaßbild. Das
zweite Tiefpaßbild wird vom ersten subtrahiert, wobei ein zweites Detailbild entsteht, das
überwiegend Ortsfrequenzen repräsentiert, die unterhalb des Ortsfrequenzbandes des
ersten Detailbildes, aber oberhalb des Ortsfrequenzbereichs des zweiten Tiefpaßbildes
liegen.
In einer dritten Zerlegungsebene wird auf analoge Weise aus dem zweiten Tiefpaßbild ein
drittes Tiefpaßbild mit noch weniger höherfrequenten Ortsfrequenzanteilen und ein aus
der Differenz des zweiten und dritten Tiefpaßbildes abgeleitetes drittes Detailbild erzeugt.
Das von diesem dritten Detailbild repräsentierte Ortsfrequenzband liegt überwiegend
unterhalb des Ortsfrequenzbereichs des zweiten Detailbildes, aber oberhalb des
Ortsfrequenzbereichs des dritten Tiefpaßbildes. An diese dritte Zerlegungsebene schließen
sich noch weitere Zerlegungsebenen an, wobei die entstehenden Detailbilder stets
niedrigere Ortsfrequenzen repräsentieren, als das Detailbild der vorhergehenden
Zerlegungsebene.
Die Detailbilder und das Restbild werden addiert, nachdem mindestens eines der
Detailbilder modifiziert worden ist. Damit sollen die diagnostisch relevanten
Bildinformationen hervorgehoben und die für die Diagnose unwichtigen oder störenden
Bildinformationen unterdrückt werden.
In der EP-A 527 525 sind zwei Alternativen für die Modifikation der Detailbilder
angegeben:
- a) Bei einer ersten Alternative werden die Bildwerte eines Detailbildes Pixel für Pixel mit einem Faktor multipliziert, der von einem Bildwert eines Pixels mit entsprechenden Koordinaten in einem Tiefpaßbild abhängt, dessen Ortsfrequenzbereich unterhalb des Ortsfrequenzbandes des Detailbildes liegt. Bei niedrigen Bildwerten in diesem Tiefpaßbild (die bei einer Röntgenaufnahme den hellen Bildpartien entsprechen) ist der einem Tabellenspeicher (look up table) entnommene Faktor kleiner als 1 und bei großen Mittelwerten größer als 1. Dadurch werden die Kontraste in den hellen Bildbereichen, wo sich das Rauschen besonders störend bemerkbar macht, abgesenkt, während sie in den dunkleren Bildbereichen angehoben werden. Allerdings erfolgt die Absenkung bzw. die Anhebung unabhängig von den Bildwerten im Detailbild. Das Rauschen in diesen Bildpartien wird dadurch also in gleicher Weise abgesenkt, wie die in den größeren Bildwerten enthaltene Nutzinformation.
- b) Bei der zweiten Alternative werden die Bildwerte wenigstens eines Detailbildes in Abhängigkeit von ihrer Größe modifiziert, entsprechend einer nicht linearen Kennlinie, wodurch die ganz niedrigen Bildwerte (entsprechend dem Rauschen) abgeschwächt, mäßig niedrige Bildwerte angehoben und höhere Bildwerte unverändert bleiben. Allerdings erfolgt diese Modifikation unabhängig davon, ob der Bildwert einem Pixel zugeordnet ist, das in den hellen oder in den dunklen Bildpartien liegt. Auch in den dunkleren Bildpartien, in denen sich Rauschen in geringerem Maße auswirkt als in den hellen Bildpartien, werden also niedrige Bildwerte des Detailbildes im Verhältnis zu höheren Bildwerten geschwächt. Dieses Verfahren hat die Nachteile, daß es zum einen nicht robust gegenüber Rauschpulsen ist, die nicht mehr im Bereich der ganz schwachen Kontraste sondern im Bereich mäßig schwacher Kontraste liegen und deshalb sogar verstärkt werden und zum anderen Nutzinformation im Bereich ganz schwacher Kontraste in jedem Fall geschwächt wird.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein Verfahren der eingangs genannten Art so zu
gestalten, daß die Bildqualität noch weiter verbessert werden kann. Diese Aufgabe wird
erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß die Modifikation eines Bildwertes der Multiplikation
dieses Bildwertes mit einem Faktor entspricht, der sowohl von diesem Bildwert selbst als
auch von dem mittleren Bildwert und/oder der Variation der Bildwerte in einem Fenster
um das jeweilige Pixel in dem Eingangsbild oder einem daraus abgeleiteten Bild abhängt.
Die Erfindung basiert auf der Erkenntnis, daß sich eine optimale Bildqualität nur dann
ergeben kann, wenn die Modifikation der Bildwerte sowohl von dem jeweiligen Bildwert
selbst als auch von dem mittleren Bildwert und/oder der Variation der Bildwerte in einem
Fenster um das jeweilige Pixel in dem Eingangsbild oder einem daraus abgeleiteten Bild
abhängt. Dadurch ist es beispielsweise möglich, daß in einem Detailbild die niedrigen
Bildwerte im Verhältnis zu den höheren Bildwerten dann verstärkt werden, wenn sie
einem Pixel zugeordnet sind, das in einer dunklen Bildpartie liegt, und nicht verstärkt
werden, wenn das betreffende Pixel in einer hellen Bildpartie liegt.
Die Erfindung beruht weiterhin auf der Erkenntnis, daß die Modifikation statt vom
mittleren Bildwert (was gleichbedeutend ist mit der Dichte des Bildes) in einem Fenster
um das betreffende Pixel herum auch von der Variation der Bildwerte in einem solchen
Fenster abhängen kann - jedenfalls dann, wenn es darum geht das Rauschen bei der
Kontrastanhebung nicht sichtbar mit anzuheben. In Bildbereichen, in denen die Bildwerte
stark variieren, wird das Rauschen nämlich nicht so stark wahrgenommen, wie in den
Bildbereichen, in denen nur eine schwache Variation der Bildwerte gegeben ist.
Eine Möglichkeit, die Erfindung zu implementieren bestünde darin, einen
Tabellenspeicher vorzusehen, in dem für jeden Bildwert eines Pixels und für jede Dichte
(mittlerer Bildwert) in einem Fenster um dieses Pixel ein Faktor gespeichert ist. Die
Speicherung einer solchen zweifachen Abhängigkeit in einem Tabellenspeicher wäre aber
aufwendig, und Änderungen dieser zweifachen Abhängigkeit wären nur mit
außerordentlichem Aufwand zu implementieren.
Anspruch 2 beschreibt demgegenüber eine wesentlich einfachere Möglichkeit. Dabei
werden zunächst die niedrigen Bildwerte in dem Detailbild (d. h. die schwachen Kontraste)
angehoben. Jedoch wird das Ausmaß dieser Anhebung in Abhängigkeit von der Dichte
(und/oder der Variation der Bildwerte) gesteuert. Diese Steuerung kann dann so definiert
sein, daß in hellen Bildpartien keine Kontrastanhebung erfolgt, wohl aber in dunklen
Bildpartien. Dadurch wird das Rauschen zwar nicht verringert; es wird durch die
Kontrastanhebung jedoch auch nicht verstärkt.
Eine besonders einfache Art der Steuerung ist in Anspruch 3 angegeben. Es erfolgt eine
gewichtete Summierung des Detailbildes vor und nach der Konvertierung, wobei die
Gewichtung von der Dichte (dem mittleren Bildwert) und/oder der Variation der
Bildwerte in dem Fenster um das Pixel im Orginalbild oder einem abgeleiteten Bild
abhängt. Wenn das Detailbild vor der Konvertierung mit einem Gewichtungsfaktor 1 und
das Detailbild nach der Konvertierung mit einem Gewichtungsfaktor 0 gewichtet wird,
enthält das Summenbild keine Kontrastanhebung. Wird hingegen das Detailbild vor der
Konvertierung mit einem Gewichtungsfaktor 0 und das Detailbild nach der Konvertierung
mit einem Gewichtungsfaktor 1 beaufschlagt, dann ergibt sich die volle Kontrastanhebung.
Äquivalent dazu ist es, (Pixel für Pixel) die Bildwerte des Detailbildes vor und nach der
Konvertierung voneinander zu subtrahieren und die Differenz gewichtet zu dem nicht
konvertierten Detailbild zu addieren.
Anspruch 4 beschreibt eine für die Unterdrückung des Rauschens geeignete
Weiterbildung, die davon ausgeht, daß der wesentliche Anteil des Rauschens sich auf das
erste Detailbild mit den höchsten Ortsfrequenzen und ggf. noch auf das zweite Detailbild
konzentriert. Wenn mit abnehmender Dichte und abnehmender Variation der Bildwerte
die Schwachkontrastanhebung reduziert wird, wird das Rauschen in den dafür
empfindlichen Bildbereichen (helle Bildbereiche bzw. Bildbereiche mit niedriger Variation
der Bildwerte bzw. hohe Ortsfrequenzen) nicht angehoben.
Hierbei hängt das Ausmaß der Bildverbesserung also von der Wahrscheinlichkeit ab, das
Bildsignal und nicht das Rauschen zu verstärken, bzw. von der Wahrscheinlichkeit, daß
eventuell mitverstärktes Rauschen maskiert wird. Der Vorteil dieser Art der rauschrobusten
Bildverbesserung ist, daß keine Abschwächung von Originalbildinhalten auftritt.
Anspruch 5 beschreibt eine Vorrichtung zur Durchführung des erfindungsgemäßen
Verfahrens. Die weitere Ausgestaltung nach Anspruch 6 bezieht sich auf ein
Röntgensystem mit einer Speicheranordnung (Datenbank) in der für eine Anzahl von
Organen je ein Satz von Aufnahmeparametern gespeichert ist. Röntgensysteme mit solchen
Datenbanken sind unter dem Begriff "APR" (Anatomically Programmed Radiography) an
sich seit langem bekannt. Dabei wird von der Erkenntnis ausgegangen, daß es keine
Einstellung der Aufnahmeparameter gibt, die für die Aufnahmen sämtlicher Organe
optimal ist. Da bei einer Röntgenaufnahme dieser Art die Aufnahmeparameter ohnehin
organabhängig bzw. in Abhängigkeit von der darzustellenden anatomischen Region des
Patienten aufgenommen werden, sieht diese Weiterbildung vor, daß außer den
erforderlichen Aufnahmeparametern auch die für die Röntgenaufnahme der betreffenden
anatomischen Region optimalen Bildverarbeitungsparameter gespeichert werden.
Die Erfindung wird nachstehend anhand der Zeichnungen näher erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 ein Röntgenaufnahmegerät mit einer erfindungsgemäßen
Bildverarbeitungsvorrichtung,
Fig. 2 ein Blockdiagramm zur Erläuterung der Bildverarbeitung,
Fig. 3 ein Blockdiagramm der darin enthaltenen Modifikationsstufe,
Fig. 4 eine Kennlinie zur Anhebung der schwachen Kontraste,
Fig. 5a, 5b verschiedene Kennlinien zur Steuerung der Schwachkontrastanhebung,
Fig. 6 ein Dichte/Ortsfrequenzdiagramm und
Fig. 7 eine weitere Ausgestaltung der Modifikationsstufe.
In Fig. 1 ist mit 1 ein Röntgenstrahler bezeichnet, der ein Strahlenbündel 2 emittiert, das
einen nicht näher dargestellten, auf einem durch eine Tischplatte 3 angedeuteten
Patientenlagerungstisch gelagerten Patienten durchstrahlt und auf einen Bildaufnehmer 4
trifft, der die auftreffende Röntgenstrahlungsintensität ortsabhängig in elektrische Signale
umsetzt.
Der Bildaufnehmer 4 kann beispielsweise aus einer Vielzahl von matrixförmig
angeordneten, für Röntgenstrahlung empfindlichen Detektorelementen bestehen, die
elektrische Signale erzeugen, deren Amplitude der Intensität der auf sie auftreffenden
Röntgenstrahlung entsprechen. Der Bildaufnehmer kann aber auch einen Photoleiter
enthalten, auf dem ein von der Röntgenstrahlung abhängiges Ladungsmuster erzeugt
wird, das elektrostatisch abgetastet wird. Schließlich kann als Bildaufnehmer auch ein
Speicherphosphor vorgesehen sein, in dem durch die Röntgenstrahlung ein latentes Bild
erzeugt wird, das mittels eines Lasers ausgelesen und digitalisiert werden kann. Die
konkrete physikalische Ausgestaltung des Bildaufnehmers ist für die Erfindung nicht
wesentlich; wichtig ist nur, daß das Röntgenstrahlenbild in eine Folge von digitalen
Datenworten umgesetzt werden kann, die die Bildwerte an den einzelnen Pixeln eines
Eingangsbildes repräsentieren.
Der Bildaufnehmer 4 wird von einem daran angepaßten Lesegerät 5 ausgelesen, das eine
Folge von Digitalwerten erzeugt, die jeweils einem Bildwert des Eingangsbildes
entsprechen. Das Lesegerät 5 kann dabei bereits so ausgestaltet sein, daß es die durch den
Bildaufnehmer bedingten Artefakte beseitigt und beispielsweise schon eine Kontrast-
Harmonisierung vornimmt, durch die der Dynamikumfang der groben Strukturen in
diesem Bild reduziert wird.
Die von der Leseeinheit 5 erzeugten Digitalwerte werden einer Workstation 6 zugeführt,
in der einerseits eine Bildverarbeitung erfolgt andererseits aber auch eine Steuerung eines
Röntgengenerator 7, an den der Röntgenstrahler 1 angeschlossen ist. Die Workstation 6
arbeitet mit einem Monitor 8 zusammen, auf dem ein Röntgenbild wiedergegeben werden
kann, das aber auch den Systemzustand wiedergeben kann, z. B. die im Röntgenstrahler
wirksame Röhrenspannung, die Aufnahmedauer oder die Körperregion, die bei der
nächsten Röntgenaufnahme abgebildet werden soll. Außerdem ist eine Eingabeeinheit 9
vorgesehen mit der der Benutzer Steuerbefehle eingeben kann. Schließlich wirkt die
Workstation 6 mit einer in einem Speicher 10 enthaltenen APR-Datenbank zusammen,
die einerseits die Aufnahmeparameter und andererseits Steuerparameter für eine
nachfolgende Bildverarbeitung jeweils für verschiedene Organe bzw. verschiedene
anatomische Regionen enthalten kann.
Nachfolgend wird die in der Workstation 6 durchgeführte Verarbeitung eines
Eingangsbildes I0 anhand des Blockdiagramms gemäß Fig. 2 näher erläutert. Das
Eingangsbild I0 wird zunächst im Block 611 einer Tiefpaßfilterung unterzogen, wobei die
oberste Ortsfrequenz die nach der Tiefpaßfilterung übrig bleibt halb so groß ist wie die
maximale Ortsfrequenz, die in dem Eingangsbild I0 enthalten sein kann. Gleichzeitig
erfolgt, wie durch den abwärtsweisenden Pfeil angedeutet, eine Unterabtastung, indem das
Tiefpaßbild in Zeilen- und in Spaltenrichtung nur für jeden zweiten Bildpunkt berechnet
wird. Das auf diese Weise erzeugte Tiefpaßbild I1 wird u. a. einer Stufe 621 zugeführt, in
der einerseits die Zahl der Bildpunkte vergrößert wird, in dem beispielsweise zwischen je
zwei Zeilen bzw. Spalten des Tiefpaßbildes I1 eine Zeile bzw. eine Spalte von Nullen
eingefügt wird und das entstehende Bild mit einem Tiefpaßkernel gefaltet wird. Das Bild
am Ausgang der Stufe 621 entspricht daher im wesentlichen dem Bild, das sich ergeben
würde, wenn in der Stufe 611 nach der Tiefpaßfilterung nicht jede zweite Zeile und Spalte
eliminiert worden wäre. Jedoch hat dieses Tiefpaßbild genauso viele Pixel wie das
Eingangsbild I0, aus dem es abgeleitet ist. Im Block 631 wird dieses Tiefpaßbild - Pixel für
Pixel - von dem Eingangsbild I0 subtrahiert. Das sich dabei ergebende Subtraktionsbild
stellt das erste Detailbild S1 dar, das lediglich die höheren Ortsfrequenzen des Bildes I0
enthält, aus dem es abgeleitet wurde.
In einer zweiten Zerlegungsebene wird das Tiefpaßbild I1, welches die untere Hälfte des
Frequenzspektrums des Originalbildes repräsentiert, in der gleichen Weise verarbeitet, wie
in der vorangehenden Zerlegungsebene das Eingangsbild I0. Das Bild wird also in einer
Stufe 612 einer Tiefpaßfilterung unterzogen, und gleichzeitig wird die Zahl der Pixel in
Zeilen- und in Spaltenrichtung wiederum halbiert, so daß sich ein Tiefpaßbild I2 mit
erneut um einen Faktor 2 reduzierter Zeilen- und Spaltenzahl ergibt, welches bezogen auf
das Orginalbild nur noch das untere Viertel des Frequenzspektrums enthält. Das
Tiefpaßbild I2 wird in einer Stufe 622 wiederum so interpoliert, daß sich ein Tiefpaßbild
mit der gleichen Zahl von Pixeln wie das Tiefpaßbild I1 ergibt. Dieses hinter dem Block
622 erzeugte Tiefpaßbild wird in dem Block 632 von dem Bild I1 subtrahiert, aus dem es
abgeleitet wurde, so daß sich ein zweites Detailbild S2 ergibt. Dieses Detailbild
repräsentiert bezogen auf das Originalbild die obere Hälfte des Ortsfrequenzbandes, das
sich an das im Detailbild S1 enthaltene Ortsfrequenzband anschließt, umfaßt aber nicht
den im Tiefpaßbild I2 enthaltenen Ortsfrequenzbereich.
In einer dritten Zerlegungsstufe wird das Tiefpaßbild I2 in derselben Weise verarbeitet, wie
in der zweiten Zerlegungsebene das Tiefpaßbild I1. Es resultieren daraus ein Tiefpaßbild I3
(mit der halben Zeilen- und Spaltenzahl wie das Tiefpaßbild I2), welches das untere Achtel
des Originalspektrums repräsentiert, sowie ein Detailbild S3, dessen Ortsfrequenzband sich
an das Ortsfrequenzband des Detailbildes S2 anschließt. Der Zerlegungsprozeß kann n
solcher identisch aufgebauter Zerlegungsebenen enthalten. Typische Werte für n sind 7
oder 8. Das bedeutet, daß das Tiefpaßbild In (das auch als Restbild bezeichnet werden
kann) 128 oder 256 Zeilen bzw. Spalten im Eingangsbild durch eine einzige Zeile bzw.
Spalte ersetzt.
Bekanntlich könnte man das Eingangsbild I0 vollständig aus dem Restbild In und den
Detailbildern S1 . . . Sn rekonstruieren, wenn man die Bilder zueinander addiert, nachdem
man durch Interpolation dafür gesorgt hat, daß die zu addierenden Bilder gleiche Zeilen-
und Spaltenzahl aufweisen. Diesem Zweck dienen die in den Zerlegungsebenen
enthaltenen Interpolationsstufen 641 . . . 64n und die ihnen in den einzelnen Ebenen
nachgeschalteten Additionsstufen 651, 652, 653 und 65n. Dieser Rekonstruktionsprozeß
ist in dem eingangs erwähnten Dokument im einzelnen beschrieben, worauf zur
Vermeidung von Wiederholungen Bezug genommen wird.
Da aber mindestens eines der Detailbilder S1 . . . Sn durch eine Modifikationsstufe M1, M2,
M3 . . . Mn modifiziert wird, so daß modifizierte Detailbilder Sm1, Sm2, Sm3 . . . Sn, entstehen,
weicht das durch die Rekonstruktion entstehende Ausgangsbild Im von dem Eingangsbild I0
ab. In Fig. 3 ist eine Modifikationsstufe Mi (i = 1, 2, 3 . . . n) dargestellt.
Der Bildwert eines jeden Pixels im Detailbild Si wird in einer Stufe 21 mit nichtlinearer
Übertragungskennlinie transformiert. Dies erfolgt am einfachsten mittels eines
Tabellenspeichers (look up table), der jedem Bildwert Si an seinem Eingang einen ggf.
geänderten Bildwert Sei an seinem Ausgang zuordnet. Fig. 4 stellt den typischen Verlauf
der nichtlinearen Kennlinie (mit dem Bildwert Si als Abszisse und dem Bildwert Sei als
Ordinate) gemäß Block 21 dar, doch können die Breite des angehobenen Bereiches und
das Ausmaß der Anhebung bei den verschiedenen Modifikationsstufen unterschiedlich
groß sein. Man erkennt, daß große Bildwerte unverändert bleiben, während kleinere
Bildwerte (die im ersten Detailbild dem Rauschen entsprechen können) relativ zu den
größeren Bildwerten angehoben werden. Da die Bildwerte der Detailbilder den Kontrast
des Eingangsbildes in dem jeweiligen Ortsfrequenzbereich darstellen, bewirkt die
angegebene Übertragungskennlinie eine Anhebung der schwachen Kontraste in dem
jeweiligen Bild.
Anschließend wird der Bildwert eines jeden Pixels im Detailbild S. in einer
Multiplikationsstufe 20 mit einem Faktor multipliziert, der größer ist als 1. Das bedeutet,
daß dieses Detailbild Si im Verhältnis zu dem Restbild In (wenn die Modifikationsstufen
Mi+1 . . . Mn diese Multiplikation nicht enthalten aber auch im Verhältnis zu den
Detailbildern der nachfolgenden Zerlegungsstufen Si+1 . . . Sn) angehoben werden. Diese
Multiplikation und die damit einhergehende Betonung der höheren Ortsfrequenzen kann
aber ggf. auch entfallen oder bereits in der Leseeinheit 5 vorgenommen werden.
Danach wird in der Stufe 22 die Differenz Δ zwischen dem Bildwert am Ausgang der Stufe
21 und dem im gleichen Pixel in dem Detailbild Si zugeordneten Bildwert gebildet. Diese
Differenz Δ wird in einer Multiplizierstufe 23 mit einem Faktor b multipliziert, der
zwischen 0 und 1 liegt. Der multiplizierte Differenzwert bΔ wird zu dem Bildwert Si
addiert (Block 24) und bildet damit einen Bildwert des modifizierten Detailbildes Smi.
Wenn der Faktor b = 0 ist, entspricht der Bildwert nach der Addition im Block 24 genau
dem Wert im Detailbild Si. Die Kontrastanhebung im Block 21 kommt dabei nicht zur
Wirkung. Wenn b hingegen den Wert 1 hat, ist die Kontrastanhebung voll wirksam.
Der Faktor b wird aus einem Bild abgeleitet, das zu jedem Pixel im Detailbild Si einen der
mittleren Helligkeit an dieser Stelle entsprechenden Wert enthält. Zum Beispiel kann
hierfür das Eingangsbild Ii-1 verwendet werden, aus dem das Detailbild Si abgeleitet ist, weil
dieses Bild genau soviele Pixel enthält wie das Detailbild. Dieses Bild wird einer
Tiefpaßfilterung unterzogen, wobei der mittlere Bildwert - d. h. die Dichte D - in einem
Fenster von z. B. 5 × 5 Pixeln herangezogen wird, in dessen Mitte sich das gleiche Pixel
befindet, dessen Bildwert jeweils der Schwachkontrastanhebung im Block 21 unterzogen
wird. Alternativ kann aber auch - wie gestrichelt angedeutet - Bild Ii' aus dem
Rekonstruktionspfad (d. h. vom Ausgang der Interpolationsstufe 64 i . . . i = 1, 2, 3) zur
Steuerung verwendet werden, wobei die Tiefpaßfilterung in Block 25 entfallen kann. Dies
ist insbesondere dann zweckmäßig, wenn das Restbild In durch eine zusätzliche
Dichtekorrektur-Stufe 660 einer Dichtekorrektur (z. B. entsprechend einer Filmkurve)
unterzogen wird. Der der Dichte D ensprechende gefilterte Bildwert wird einem
Tabellenspeicher LUTi zugeführt der jedem Wert D einen Wert b zuordnet.
Wie stark die Kontrastanhebung wirksam wird, hängt somit von der Dichte in einem
Fenster um das jeweilige Pixel ab sowie von dem Verlauf der in dem Tabellenspeicher
LUTi gespeicherten Kennlinie. Im folgenden wird beschrieben, wie man die
Rauschverstärkung beschränken, aber auch darüberhinaus die Kontrastanhebung
organspezifisch steuern kann. Letzteres funktioniert unter der Voraussetzung, daß eine
Unterscheidung zwischen Organen mit Hilfe der Kriterien Dichte und Detailgröße
möglich ist. Eine solche organspezifische Steuerung der Kontrastanhebung ist insbesondere
bei Lungenaufnahmen möglich und wünschenswert.
Zur näheren Erläuterung wird zunächst auf Fig. 6 verwiesen, die ein Diagramm darstellt
mit der Dichte D als Ordinate und den Ortsfrequenzbändern der einzelnen Detailbilder
als Abszissen. In diesem. Diagramm ist eine Region R1 dargestellt, die sich in den
Detailbildern S1, S2 mit den höchsten Ortsfrequenzen bei der niedrigsten Dichte befindet.
Der zugehörige Dichtebereich entspricht in einem Röntgenbild einer niedrigen
Strahlendosis. Wegen des nichtlinearen, im allgemeinen logarithmischen
Zusammenhanges zwischen der Strahlendosis und der Dichte, wird bekanntlich in diesem
Bereich das Rauschen am stärksten sichtbar.
Außerdem ist in Fig. 6 ein zweiter Bereich R2 eingezeichnet, der einer mittleren Dichte
bzw. einer mittleren Helligkeit entspricht und der in einem niedrigeren
Ortsfrequenzbereich liegt, z. B. in den Detailbildern S3 und S4. In dieser Region werden
bei einer Lungenaufnahme mit heute üblichen Auflösungen von 0,2 mm/ ein Großteil der
Lungengefäße abgebildet. Werden in diesem Bereich die Schwachkontraste angehoben,
dann kann sich auch bei gesunden Lungen ein pathologischer Bildeindruck ergeben.
Hingegen sollen im gleichen Ortsfrequenzbereich die Strukturen im unteren
Dichtebereich in ihrem Kontrast angehoben werden. In diesem Bereich liegen z. B.
Strukturen, die von Mediastinum und Herzschatten überlagert werden und daher schlecht
sichtbar sind. Gleichzeitig spielt in diesem Ortsfrequenzbereich das Rauschen keine so
große Rolle.
In Fig. 5a und Sb sind die dafür erforderlichen Kennlinien dargestellt, die in den
Tabellenspeichern LUTi der Modifikationsstufen gespeichert sind.
Fig. 5a stellt die Steuerkennlinie für das höchste Ortsfrequenzband S1(und ggf. S2) dar. Bei
niedriger Dichte ergibt sich dabei ein niedriger Wert des Faktors b, d. h. die durch die
Kennlinie gemäß Fig. 4 bewirkte Kontrastanhebung wird am Ausgang der Stufe 24 kaum
wirksam. Die in dem Bereich von R1 liegenden Schwachkontraste - insbesondere das
Rauschen - werden also nicht angehoben werden. Das Rauschen wird nicht reduziert,
praktisch jedoch auch nicht verstärkt, wie es der Fall wäre, wenn alle Schwachkontraste
angehoben würden. Zu größeren Dichtewerten hin kann der Faktor b zunehmen und
damit das Ausmaß in dem die Kontrastanhebung wirksam wird. In diesem Dichtebereich
ist das Rauschen im allgemeinen nicht so störend wie im unteren Dichtebereich.
Fig. 5b zeigt demgegenüber eine Kennlinie, wie sie in dem Tabellenspeicher LUT3 für die
Modifikation im Block M3 enthalten sein kann. Bei niedrigen Werten der Dichte ist der
Faktor b groß. Dadurch wird die Schwachkontrastanhebung bei niedriger Dichte im
Röntgenbild (also im Bereich des Mediastinums, des Herzschattens und des Abdomens)
voll wirksam. Zu höheren Werten der Dichte hin nimmt der Faktor b gemäß Fig. 5b
kontinuierlich ab, so daß in dem Dichtebereich, in dem die Lungengefäße überwiegend
abgebildet werden, die Schwachkontrastanhebung in weit geringerem Maße wirksam wird.
Die Kennlinie gemäß Fig. 5b ist somit für Lungenaufnahmen gut geeignet. Für andere
Aufnahmen hingegen kann ein völlig anderer Kennlinienverlauf erforderlich sein. Die für
verschiedene Organe optimalen Kurven bzw. Bildverarbeitungsparameter sollten daher -
zumindest für einige ihrer Stützpunkte - in der APR Datenbank 10 gespeichert sein und
bei einer Vorgabe des darzustellenden Organs durch den Untersucher aufgerufen bei der
nachfolgenden Bildverarbeitung vorgegeben werden.
Fig. 7 zeigt eine andere Ausführungsform der Modifikationsstufe Mi. Das Detailbild Si
wird dabei wiederum im Block 21 einer Schwachkontrastanhebung unterzogen. Das
resultierende Detailbild mit verstärktem Kontrast Sei wird in einer Kombinationsstufe 27
mit dem Detailbild Si Bildpunkt für Bildpunkt kombiniert. Für das modifizierte
Ausgangsbild gilt dann die Gleichung
Smi = b.Sei +(1 - b).Si (1)
Diese gewichte Summierung von Se und Sei ist äquivalent zu der aus Fig. 3 ersichtlichen
Kombination, wobei zunächst die Differenz Δ zwischen dem im Kontrast verstärkten
Detailbild Sei und dem Detailbild Si selbst gebildet wird und die Differenz Δ dann mit dem
Gewicht b zu dem Detailbild Si addiert wird.
Der Wert b ergibt sich dabei als Produkt der Faktoren bd und bs, wobei bd auf die gleiche
Weise ermittelt wird wie der Faktor b gemäß Fig. 3. Der Faktor bs hängt von der Variation
der Bildwerte in einem Fenster um das Pixel ab, das gerade gemäß Gleichung 1 bearbeitet
wird. Bei einer schwachen Variation der Bildwerte ist der Faktor bs klein, und bei einer
starken Variation ist der Faktor bs groß. Damit wird der Tatsache Rechnung getragen, daß
das Rauschen bei einem Pixel, in dessen Umgebung sich die Bildwerte stark ändern,
weniger störend ist als bei einer Pixel, in dessen Umgebung die Bildwerte nur geringfügig
schwanken. Die Variation der Bildwerte kann dabei auf unterschiedlichste Weise bestimmt
werden. Beispielhaft seien hier drei verschiedene Variationsmaße angegeben.
Als erstes Beispiel sei hier die Standardabweichung
angegeben. Hierbei bezeichne BW(Si) einen Bildwert von Si und <BW(Si)< den Mittelwert
der Bildwerte in einem lokalen Fenster um einen betrachteten Pixel. C steht für alle Pixel,
die sich in einem lokalen Fenster der Größe F um das jeweilige Pixel befinden. Neben der
Standardabweichung sind natürlich auch alle anderen Indikatoren der statistischen
Schwankungsbreite, z. B. die höheren Momente, geeignete Maße für die Variation der
Bildwerte. Gleichermaßen geeignet sind auch histogram-basierte Maße die nach folgender
Beziehung bestimmt werden
Dabei ist pg der Bruchteil der Pixel mit dem Bildwert g, und gu und go stellen den
minimalen bzw. maximalen Grauwert dar. f(pg) ist eine strikt konvexe Funktion, für die
z. B. die Beziehung gelten kann
f(pg) = pg . log pg (4)
oder die Beziehung
f(pg) = pg 2 (5)
Bei den beispielhaft genannten Variationsmaßen T (Gleichungen 2 und 3) führt eine
geringe Variation der Bildwerte zu einem kleinem Wert für T und eine großen Variation
zu einem großen Wert.
Nach der Ermittlung des Wertes T für das jeweilige Pixel gemäß den Gleichungen 2 bzw.
3 und 4 oder 5 im Block 28 wird dem jeweils ermittelten Wert T mit einem
Tabellenspeicher 29 ein Wert bs zugeordnet der groß ist für große T und klein für kleine
Werte von T. Die Werte für bd und bs werden dann im Block 30 miteinander
multipliziert, woraus sich der Faktor b für das jeweilige Pixel ergibt. Der wesentliche
Unterschied gegenüber Fig. 3 besteht darin, daß auch der Wert bs in den Faktor b eingeht.
Es ist aber auch möglich, den Faktor b ausschließlich von der Variation der Bildwerte in
einem Fenster um das jeweilige Pixel herum abhängig zu machen. Die Blöcke 25 und 26
könnten dann entfallen. Die Unempfindlichkeit gegenüber Rauschen wäre dann auch bei
anderen medizinischen Bildern (z. B. Magnetresonanz-Bildern) gegeben, unabhängig
davon, ob dabei das Rauschen in hellen Bildpartien stärker sichtbar ist als in dunklen.
Claims (8)
1. Verfahren zur Verarbeitung eines Eingangsbildes mit folgenden Schritten:
- 1. Zerlegung des Eingangsbildes in eine Folge von Detailbildern; die jeweils nur einen Teil der Ortsfrequenzen des Eingangsbildes enthalten,
- 2. Modifikation mindestens eines Teils der zu den Pixeln wenigstens eines der Detailbilder gehörenden Bildwerte,
- 3. Rekonstruktion eines Ausgangsbildes aus den ggf. gefilterten Detailbildern,
dadurch gekennzeichnet, daß die Modifikation eines Bildwertes der Multiplikation dieses
Bildwertes mit einem Faktor entspricht, der sowohl von diesem Bildwert selbst als auch
von dem mittleren Bildwert und/oder der Variation der Bildwerte in einem Fenster um das
jeweilige Pixel in dem Eingangsbild oder einem daraus abgeleiteten Bild abhängt.
2. Verfahren nach Anspruch 1
dadurch gekennzeichnet, daß die Modifikation folgende Schritte umfaßt:
- 1. Konvertierung der Bildwerte in wenigstens einem der Detailbilder mit einer nichtlinearen Kennlinie derart, daß die niedrigen Bildwerte in dem Detailbild im Vergleich zu den größeren angehoben werden,
- 2. Steuerung des Ausmaßes der Anhebung der niedrigen Bildwerte in den Pixeln des Detailbildes in Abhängigkeit von dem mittleren Bildwert und/oder der Variation der Bildwerte in einem Fenster um die jeweiligen Pixel in dem Eingangsbild oder einem daraus abgeleiteten Bild.
3. Verfahren nach Anspruch 2,
dadurch gekennzeichnet, daß die Steuerung des Ausmaßes der Anhebung des Bildwertes
eines jeden Pixels die gewichtete Summierung der Bildwertes in dem Detailbild und in
dem konvertierten Detailbild mit einem Anteilsfaktor umfaßt, der von dem mittleren
Bildwert und/oder der Variation der Bildwerte in einem Fenster um das jeweilige Pixel in
dem Eingangsbild oder einem daraus abgeleiteten Bild abhängt.
4. Verfahren nach Anspruch 3, insbesondere für eine Röntgenaufnahme als Eingangsbild,
dadurch gekennzeichnet, daß zumindest für die Detailbilder mit den höchsten
Ortsfrequenzen die Anteilsfaktoren solche Werte haben, daß das Ausmaß der Anhebung
Anhebungen mit abnehmender Dichte und/oder abnehmender Variation reduziert wird.
5. Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens nach Anspruch 1 mit einem
Bildgebungssystem (1, 4, 5) und einer Bildverabeitungseinheit (10), die versehen ist mit
- 1. Mitteln (611, 621, 631 . . . 61n, 62n, 63n) zur Zerlegung des Eingangsbildes (I0) in eine Folge von Detailbildern (S1, S2 . . . Sn), die jeweils nur einen Teil der Ortsfrequenzen des Eingangsbildes (I0) enthalten,
- 2. Mitteln zur Modifikation (M1, M2 . . . Mn) mindestens eines Teils der zu den Pixeln wenigstens eines der Detailbilder gehörenden Bildwerte,
- 3. Mitteln (641, 651 . . . 64n, 65n) zur Rekonstruktion eines Ausgangsbildes (Im) aus den ggf. modifizierten Detailbildern (Sm1, Sm2 . . . Smn)
dadurch gekennzeichnet, daß die Mitteln zur Modifikation (M1, M2 . . . Mn) so ausgebildet
sind, daß die Modifikation eines Bildwertes der Multiplikation dieses Bildwertes mit einem
Faktor entspricht, der sowohl von diesem Bildwert selbst als auch von dem mittleren
Bildwert und/oder der Variation der Bildwerte in einem Fenster um das jeweilige Pixel in
dem Eingangsbild oder einem daraus abgeleiteten Bild abhängt.
6. Vorrichtung nach Anspruch 5,
dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung als Bildgebungssystem einen
Röntgenstrahler (1) und einen Röntgen-Bildaufnehmer (4) zwecks Darstellung
unterschiedlicher Organe durch Röntgenaufnahmen enthält, daß der Röntgenstrahler von
einem Röntgengenerator (7) gesteuert wird und daß eine Speicheranordnung (10)
vorgesehen ist, in der für eine Anzahl von Organen je ein Satz von Aufnahmeparametern
gespeichert ist, daß jeder Satz neben Aufnahmeparametern für den Röntgengenerator
Parameter für die Modifikation der Detailbilder in Abhängigkeit von dem mittleren
Bildwert und/oder der Variation der Bildwerte in einem Fenster um das jeweilige Pixel in
der Eingangsbild oder einem daraus abgeleiteten Bild enthält, und daß bei einer Vorgabe
eines Organs die für dieses Organ gespeicherte die Modifikation der Detailbilder
aufgerufen und der Bildverabeitungseinheit vorgegeben wird.
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