去噪重建圖像數據的邊緣改進的制作方法
【技術領域】
[0001] 下文總體上涉及對重建圖像數據進行去噪，并且更具體地涉及改進去噪重建圖像 數據中的結構的邊緣，并且尤其利用針對計算機斷層攝影（CT)的特定應用來加以描述。然 而，下文也適用于其他模態，諸如數字X射線、混合/組合的正電子發射斷層攝影（PET)/CT、 混合/組合的磁共振成像（MRI) /CT，和/或其他模態。
【背景技術】
[0002] 迭代重建（IR)算法相比于濾波反投影（FBP)算法可以改進圖像質量。圖像質量 改進主要地集中在對產生相比于通過FBP產生的圖像具有更小的噪聲以及更少的圖像偽 影的圖像的嘗試上。這能夠被用于降低被遞送到患者的劑量，改進圖像的清晰度而不改變 劑量，或者較低的劑量與改進的圖像質量兩者的一些組合。
[0003] 諸如最大似然法的迭代重建算法同時將圖像的粗糙度以及重建圖像體積與數據 之間的相異性兩者最小化。在沒有粗糙度懲罰的情況下，迭代重建趨于極端嘈雜，甚至比利 用切趾法的FBP重建更為嘈雜。
[0004] 也存在基于圖像域的去噪算法，其試圖通過將噪聲從圖像中除去而不回到投影空 間來改進圖像質量。因為它們仍然是在圖像空間中，這些算法比迭代重建方法要快得多，但 它們并未必提供與那些完整迭代重建算法相同的結果。
[0005] 尤其是當使用所謂的"邊緣保留"懲罰函數時，利用迭代重建和圖像域去噪算法兩 者，噪聲可以保持在被成像的結構的邊緣處，同時附近的平坦區域中的噪聲被去除或極大 地減小。當在現實中結構的邊緣能夠相當平滑（諸如圓柱體的橢圓形橫截面）時，這能夠 使得結構呈現為具有粗糙的或"鋸齒形"邊緣。身體中這樣的結構的范例是主動脈。
[0006] 遺憾的是，如果放射科醫師看到呈現為具有鋸齒狀邊緣的結構，當他們知曉事實 上邊緣潛在地為平滑時，那么他們開始懷疑圖像中其他結構的準確性或可靠性。在一些情 況下，粗糙的器官邊界可能是疾病的指示。在這樣的情況下，如果器官邊緣不正確地呈現為 粗糙或鋸齒狀的，則會導致誤診。

【發明內容】

[0007] 本文描述的各方面解決了上述問題和其他問題。
[0008] 下文描述了一種用于改進去噪重建圖像數據中的結構的邊緣的外觀的方法。如下 面更詳細地描述的，這包括將從重建圖像數據去除的噪聲的（加權或非加權的）負加回到 邊緣或邊緣周圍的區域。
[0009] 在一個方面中，一種方法，包括：獲得去噪重建圖像數據；并且對所述去噪重建圖 像數據的子集進行邊緣改進，所述子集對應于在所述去噪重建圖像數據中表示的結構的邊 緣。
[0010] 在另一方面中，一種系統，包括：邊緣檢測器，其檢測去噪重建圖像數據內的邊緣 位置的邊緣圖，其是去噪重建圖像數據；噪聲圖像數據生成器，其通過將所述重建圖像數據 減去所述去噪重建圖像數據來生成噪聲圖像數據；含噪邊緣圖像數據生成器，其通過將所 述噪聲圖像數據與所述邊緣圖相乘來生成含噪邊緣圖像數據；以及邊緣改進器，其通過將 所述含噪邊緣圖像數據與權重和所述去噪重建圖像數據的乘積相加來生成邊緣改進的去 噪圖像數據。
[0011] 在另一方面中，一種被編碼有計算機可讀指令的計算機可讀存儲介質。所述計算 機可讀指令當由處理器運行時，令所述處理器：獲得重建圖像數據；獲得去噪重建圖像數 據，其中，所述去噪重建圖像數據為所獲得的重建圖像數據的去噪版本；通過對所述去噪重 建圖像數據應用邊緣檢測算法，來生成所述去噪重建圖像數據內的邊緣位置的邊緣圖；通 過將所述重建圖像數據減去所述去噪重建圖像數據來生成噪聲圖像數據；通過將所述噪聲 圖像數據與所述邊緣圖相乘來生成含噪邊緣圖像數據；并且通過將所述含噪邊緣圖像數據 與權重和所述去噪重建圖像數據的乘積相加來生成邊緣改進的去噪圖像數據。
【附圖說明】
[0012] 本發明可以采取各種部件和各部件布置的形式，并且可以采取各種步驟和各步驟 的安排的形式。附圖僅是出于圖示優選實施例的目的，而不應被解釋為對本發明的限制。
[0013] 圖1示意性地圖示了與重建圖像數據去噪器和生成重建圖像數據的成像系統結 合的去噪重建圖像數據改進器。
[0014] 圖2圖示了具有邊緣改進器的去噪重建圖像數據改進器的非限制性范例。
[0015] 圖3示意性地圖示了圖2的邊緣改進器的范例。
[0016] 圖4圖示了用于對去噪重建圖像數據的結構進行邊緣改進的范例方法。
【具體實施方式】
[0017] 下文描述一種用于改進去噪重建圖像數據中的結構的邊緣的外觀的方法。通常， 所述方法對去噪重建圖像數據的選擇性區域應用噪聲消除。所述方法非常適于積極去噪算 法，但也能夠與較不積極的去噪算法一起使用。
[0018] 圖1圖示了諸如計算機斷層攝影（CT)掃描器的成像系統100。成像系統100包括 大致固定的機架102和旋轉機架104。旋轉機架104由固定機架102可旋轉地支撐并且關 于縱軸或Z-軸繞檢查區域106旋轉。
[0019] 諸如X射線管的輻射源108由旋轉機架104可旋轉地支撐。輻射源108與旋轉機 架104 -起旋轉并且發出貫穿檢查區域106的輻射。源準直器包括準直構件，所述準直構 件對輻射進行準直以形成總體上為錐形、扇形、楔形或其他形狀的輻射射束。
[0020] 一維或二維輻射敏感探測器陣列110跨檢查區域106在輻射源108的對側呈一角 度弧。探測器陣列110包括沿Z-軸方向延伸的多排探測器。探測器陣列110探測貫穿檢 查區域106的輻射并生成指示所述輻射的投影數據。
[0021] 諸如臥榻的患者支撐體112在檢查區域106中支撐諸如人類患者的客體或對象。 支撐體112被配置為移動客體或對象以加載、掃描和/或卸載客體或對象。通用計算系統 或計算機充當操作者控制臺114。控制臺114允許操作者控制系統100的操作。
[0022] 重建器116重建投影數據并生成指示所述投影數據的重建體積圖像數據。重建器 116可以采用常規濾波反投影重建、錐形射束算法、迭代算法和/或其他算法。此外，重建器 116可以被用于生成具有較高、較低和/或其他分辨率的圖像。
[0023] 重建圖像數據去噪器118對由重建器116 (和/或由另一重建器）生成的重建圖 像數據進行去噪，從而生成去噪重建圖像數據。重建圖像數據能夠是從重建器116和/或 由另一重建器獲得的，和/或是從數據儲存庫獲得的，所述數據儲存庫諸如是影像歸檔和 通信系統（PACS)、放射學信息系統（RIS)、醫院信息系統（HIS)和/或其他數據儲存庫。
[0024] 合適的去噪算法包括，但不限于，在2012年5月9日遞交的序列號為13/508751 的題為"Enhanced Image Data/Dose Reduction"的申請和2011年11月23日遞交的序列 號為61/563078的題為"Image Data De-Noising"的申請中描述的那些去噪算法，在此通 過引用將其全文并入本文，或者任何其他去噪算法。
[0025] 去噪重建圖像數據改進器120視覺地改進去噪重建圖像數據。如下面更詳細地描 述的，在一個實例中，這包括負地加回通過重建圖像數據去噪器118的去噪去除的噪聲的 子部分。在所述子部分包括重建圖像數據中的結構的邊緣（例如，組織邊界）的情況下，得 到的去噪圖像數據包括相對于在改進之前的圖像數據更為平滑的邊緣。去噪重建圖像數據 改進器120還能夠提供（一種或多種）其他圖像改進。
[0026] 重建圖像數據去噪器118和/或去噪重建圖像數據改進器120能夠是包括（一個 或多個）微處理器的（一個或多個）計算系統的部分，所述微處理器運行被編碼在諸如物 理存儲器和其他非暫態介質的計算機可讀存儲介質上的（一個或多個）計算機可讀指令， 以執行本文描述的（一個或多個）功能。備選地，重建圖像數據去噪器118和/或去噪重 建圖像數據改進器120(或其子部分）能夠是控制臺114的部分。額外地或備選