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Die
Erfindung betrifft ein Verfahren zur gefensterten Darstellung von
medizinischen Bildern mittels einer Wiedergabevorrichtung, bei dem
die erzeugten Bildsignale der Bilder, deren relevanter Bildbereich
außerhalb
der durch eine geradlinige Blende erfolgten Einblendungen liegt
einer Transformation von Grauwerten unterzogen werden.
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Der
Erfindung liegt das Problem der automatischen Grauwertfensterung
bei der Visualisierung von digitalisierten medizinischen 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 digitalisierten Bildes an das Ausgabemedium
wie Monitor oder Laserprinter. Sinnvollerweise geschieht die Dynamikanpassung nicht
für das
gesamte Bild, sondern nur für
den relevanten, objektenthaltenden Bildteil.
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Derartige
Bildsysteme können
beispielsweise bei Röntgendiagnostikeinrichtungen
Verwendung finden, die einen Bildwandler zur Umwandlung des Röntgenbildes
in eine elektrische analoge Signalfolge, ein Bild- oder Videosignal,
aufweisen. Ein derartiger Bildwandler kann beispielsweise eine Fernsehkamera
oder eine Speicherfolie sein. Derartige Bildsysteme lassen sich
aber auch in der Computertomographie (CT) oder Magnetresonanz (MR)
einsetzen, die digitale Ausgangssignale aufweisen.
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Da
medizinische Bildsysteme im allgemeinen digital ausgebildet 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 verschiedene
digitale Grauwerte zugeordnet werden.
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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 wiedergegeben werden.
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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 Benutzer 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.
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Dies
wird nun anhand eines Beispieles in Verbindung mit der 4 näher erläutert. Es wird angenommen,
daß in
dem bildrelevanten Teil des Röntgenbildes
die eigentliche Objektdynamik 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 Grauwertebereich von 0 bis 1023 gespreizt wird, wodurch
nun das Objekt die maximal mögliche
Dynamik des Ausgabemediums voll ausnützt. Der transformierte Grauwertebereich
liegt dann am Ausgang dieser Schaltung.
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Bisher
wird in den meisten Fällen
die Grauwertfensterung von Hand mittels Stellglieder und interaktiv,
d.h. unter gleichzeitiger Beobachtung des Monitorbildes, durchgeführt. In
der US-A-4,827,492 ist eine derartige Vorrichtung zur manuellen
Fensterung beschrieben, bei der zwei Bedienelemente zur Einstellung
des Fensters vorgesehen sind. Dabei wird mit dem einen Bedienelement
die Fensterbreite und mit dem anderen die Fenstermitte, die obere oder
die untere Fenstergrenze eingestellt. Um im klinischen Routinebetrieb
Zeit und Kosten zu sparen, wird jedoch eine automatische Grauwertfensterung gewünscht.
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Das
Hauptproblem für
eine Automatik dabei ist, die relevanten, interessierenden Bildteile
von den restlichen Bildbereichen wie beispielsweise Einblendungen
und Überstrahlungen,
wie sie häufig
in Röntgenbildern
vorkommen, zu separieren. Minimaler (untere Fenstergrenze) und maximaler
Grauwert (obere Fenstergrenze) des separierten, relevanten Bildbereiches
können
dann als Parameter für
eine optimale Grauwertfensterung verwendet werden. Falls die Separierung
nur ungenügend
funktioniert, wird entweder durch die Einbeziehung von Einblendung
und Überstrahlung
bei der Grauwertfensterung fälschlicherweise
eine zu hohe Objektdynamik (im obigen Beispiel kleiner 341 bis größer 853)
angenommen, was zu schwachen Kontrasten im Objekt führt, oder
interessierende Bildbereiche werden als nicht relevant eingestuft,
so daß es
zu Abschneidungen im Objekt kommt. Im ersten Fall spricht man von einem
zu weiten Fenster, im zweiten Fall von einem zu engen Fenster.
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Eine
weit verbreitete Methode zur automatischen Fensterung bei Röntgensystemen
ist die Benutzung von sogenannten Organtasten. Hier wird von der
Voraussetzung ausgegangen, daß gleiche Aufnahmearten
wie beispielsweise Lunge-, Hand- oder Schulter-Aufnahmen auch in
etwa gleiche Objektdynamik ergeben. Der Benutzer betätigt also
vor einer Aufnahme die entsprechende 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.
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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.
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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 Überstrahlungen unberücksichtigt
bleiben und gedrehte Einblendungen nicht erkannt werden können, erhält man mit
einer derartigen Fensterung nicht immer optimale Ergebnisse.
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Aus
der US-A-5,150,421 ist ein Verfahren bekannt, bei dem der in der
Literatur beschriebene und allgemein bekannte Histogrammausgleich (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 Pixel gelöst. Es wird vorausgesetzt,
daß Einblendung
und Überstrahlung extrem
hell oder dunkel sind, sowie hauptsächlich an den Bildrändern zu
finden sind. Pixel nahe am Bildrand sowie mit extremen Grauwerten
werden also für den
Histogrammausgleich geringer gewichtet als solche, die näher zur
Bildmitte liegen oder die weniger extreme Grauwerte haben. Desweiteren
wird eine Objektkonturerkennung vorgeschlagen, die auf der Detektion
von großen
Grauwertänderungen
im Bild basieren.
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Ein
derartiges Verfahren weist die Nachteile auf, daß diese nichtlineare Grauwerttransformation den
Bildcharakter verän dert.
Weiterhin trifft die Annahme nicht immer zu, daß relevante Bildbereiche immer
in der Nähe
der Bildmitte liegen sowie 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.
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Eine
weitere Möglichkeit
einer Automatik ist die Meldung der Lage der Einblendungen von dem Röntgengerät an das
verarbeitende Bildsystem. Dies bedingt jedoch einen höheren technischen
Aufwand. Weiterhin funktioniert es nur bei Bildsystemen, 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
werden mögliche Überstrahlungen
nicht berücksichtigt.
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Die
Erfindung geht von der Aufgabe aus, ein Verfahren der eingangs genannten
Art zu schaffen, das es ermöglicht,
eine optimale Grauwertfensterung des gesamten Bildes automatisch
durchzuführen, ohne
das wesentliche Details verloren gehen können.
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Die
Aufgabe wird erfindungsgemäß durch ein
Verfahren mit folgenden Schritten gelöst:
- a)
grobe Detektion von Bildbereichen mit Einblendungen zur Ermittelung
von relevanten Bildbereichen, durch
- i. Bildung mehrerer nebeneinanderliegender Auswertefelder zur
Erkennung der Einblendungen von einem Startpunkt an wenigstens einem
Bildrand,
- ii. Ermittelung eines Minimalwertes innerhalb des Auswertefeldes,
- iii. schrittweise Vergrößerung der
Auswertefelder zur Bildmitte,
- iv. Ermittelung eines neuen Minimalwertes innerhalb des Auswertefeldes,
- 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 (46) als Blende,
- b) Korrektur der Bildbereiche mit Einblendungen zur Ermittelung
der relevanten Bildbereiche, durch
- i. Median-Filterung der wie eine eindimensionale Funktion behandelten
groben Kontur,
- ii. Bildung des Histogrammes der Median-gefilterten Kontur und
Ermittlung des Maximums HMAX,
- iii. Ermittlung, ob HMAX größer als
ein Schwellwert ist und wenn ja Bestimmung von HMAX als Abstand
der zum Rande des medizinischen Bildes parallelen Kontur,
- iv. Filterung mit zweiter Ableitung, wenn HMAX kleiner als der
Schwellwert ist,
- v. Summierung der Vorzeichenwechsel der ersten Ableitung,
- vi. 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,
- c) Extraktion der außerhalb
der detektierten Kontur liegenden Bereiche als relevante Bildbereiche,
- d) Ermittelung der Minimal- und/oder Maximalwerte in den relevanten
Bildbereichen,
- e) Festsetzung der Minimal- und/oder Maximalwerte als die Fenstergrenze(n)
des Grauwertbereiches und
- f) Wiedergabe der Bilder nach Transformation der Grauwerte des
Bildsignales.
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In
vorteilhafter Weise können
die nebeneinanderliegenden Auswertefelder 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.
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Es
hat sich als vorteilhaft erwiesen, wenn die schrittweise Vergrößerung der
Auswertefelder zur Bildmitte mit einer Schrittweite von acht Pixeln
erfolgt.
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Um
alle Überstrahlungen
zu Erfassen kann der Schritt viii. noch Verlängerungen der Auswertefenster
um einen Sicherheitsbetrag umfassen, die ebenfalls als Blende markiert
werden.
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Objekte
werden sicher nicht als Blende erkannt, wenn die Differenzen mit
einem negativen, betragsmäßig über dem
Rauschen liegenden Schwellwert detektiert die Pixel in diesem Auswertefenster nicht
als Blende markiert werden.
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Eine
Glättung
der Blendenkontur ergibt sich, wenn die Ränder der Auswertefelder als
Funktion der Blendenkontur durch Medianfilterung gefiltert werden,
wobei bei einer Unstetigkeit der Funktion der mediangefilterten
Blendenkontur (50) mit einer 2. Ableitung von ungleich
Null die Unstetigkeit durch einen aus zwei benachbarten Werten linear
interpolierten Wert ersetzt werden kann.
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Folgende
weitere Schritte können
erfindungsgemäß durchgeführt werden:
- i. Unterteilung des Bildes in schachbrettartig
angeordnete Rasterelemente,
- ii. Ermittelung der Mittelwerte und Standardabweichungen aller
Rasterelemente,
- iii. Vergleich aller Mittelwerte und Standardabweichungen mit
je einem Schwellwert,
- iv. Aussortierung aller Pixel, die in Rasterelementen liegen,
deren Mittelwerte und und deren Standardabweichungen die Schwellwerte
unterschreiten.
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Erfindungsgemäß können neben
den aussortierten Rasterelementen die benachbarten Rasterelemente
aussortiert werden.
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Die
Erfindung ist nachfolgend anhand eines in der Zeichnung dargestellten
Ausführungsbeispieles
näher erläutert. Es
zeigen:
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1 eine
Röntgendiagnostikeinrichtung gemäß dem Stand
der Technik,
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2 ein
Teil der erfindungsgemäßen Ausbildung
des in 1 dargestellten Bildsystems zur Erkennung von Überstrahlungen,
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3 ein
weiterer Teil der erfindungsgemäßen Ausbildung
des in 1 dargestellten Bildsystems zur Erkennung von
Einblendungen,
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4 eine
Fensterkennlinie zur Erläuterung der
Erfindung,
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5 einen
Ablauf des erfindungsgemäßen Verfahrens,
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6 ein
Röntgenbild
mit einem Objekt und Überstrahlungen,
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7 und 8 Erläuterungen
zu in 6 dargestellten Elementen zur Erkennung von Überstrahlungen,
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9 Erläuterungen
zur prizipiellen Vorgehensweise bei der Erkennung von Einblendungen,
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10 reales
Beispiel eines Röntgenbildes,
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11 Ergebnis
der Blendenkontursuche bei dem in 10 dargestellten
Beispiel,
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12 eindimensionale
Funktionen der Blendenkontur für
jedes der vier Bildränder,
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13 Blendenkontur
ohne Medianfilterung,
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14 Blendenkontur
mit Medianfilterung,
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15 beispielhafter
Kurvenverlauf einer mediangefilterten Blendenkontur,
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16 Histogrammanalyse
der mediangefilterten Blendenkontur gemäß 15,
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17 detailiertes
Beispiel der Medianfilterung und Histogrammanalyse einer Blendenkontur,
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18 Beispiel
der Interpolation einer 2. Ableitung der Funktion einer Blendenkontur
und
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19 ein
Flußdiagramm
der erfindungsgemäßen Erkennung
der Blendenkontur.
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In
der 1 ist der elektrische Aufbau einer Röntgendiagnostikeinrichtung
dargestellt, die einen Hochspannungsgenerator 1 aufweist,
der eine Röntgenröhre 2 speist,
in derem Strahlengang 3 sich ein Patient 4 befindet.
Ein im Strahlengang 3 nachfolgender Röntgenbildverstärker 5 ist über eine
Optik 6 mit einer Fernsehkamera 7 gekoppelt, deren
Ausgangssignal einem Bildsystem 8 zugeführt ist. An dem Bildsystem 8 ist
als Wiedergabevorrichtung ein Monitor 9 zur Darstellung
der verarbeiteten Röntgenstrahlenbilder
angeschlossen. Parallel zum Monitor 9 lassen sich auch
andere Wiedergabevorrichtungen, wie beispielsweise Drucker an das
Bildsystem 8 anschließen.
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Das
Bildsystem 8 kann beispielsweise Verarbeitungsschaltungen
wie Subtraktionsvorrichtung, Integrationsstufe und Fensterschaltung,
die beispielsweise eine Fensterung der von der Fernsehkamera 5 gelieferten
Bildsignale bewirkt, sowie Bildspeicher und Wandler enthalten.
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In
der 2 ist nun die Ausbildung einer erfindungsgemäßen Schaltungsanordnung
zur automatischen Fensterung von Grauwerten eines Bildsignales des
Bildsystems 8 dargestellt. Das durch A/D-Wandler digitalisierte
Bildsignal wird beispielsweise einem Bildspeicher 10 zugeführt, an
der eine Fensterschaltung 11 zur Transformation von Grauwerten
eines Bildsignales angeschlossen ist, die zur Wiedergabe der gefensterten
Videosignale mit dem Monitor 9 verbunden ist.
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An
dem Bildspeicher 10 ist weiterhin eine Auswerteschaltung 12 angeschlossen,
die Bildbereiche mit Einblendungen und Überstrahlungen detektiert und
extrahiert. Die Auswerteschaltung 12 ist mit einer statistischen
Rechenschaltung 13 zur Bestimmung der Mittelwerte M aller
Pixel und deren Standardabweichungen σ verbunden. An der statistischen
Rechenschaltung 13 sind zwei Schwellwertschaltungen 14 und 15 angeschlossen.
Die Schwellwertschaltungen 14 und 15 vergleichen
die Mittelwerte M und Standardabweichungen σ mit vorgegebenen 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.
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An
der Auswerteschaltung 12 ist weiterhin eine Rechenschaltung 18 angeschlossen,
die die Minimal- und Maximalwerte in den relevanten Bildteilen ermittelt
und als Fenstergrenzen der Schaltung 11 zur Transformation
von Grauwerten zuführt.
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Anstelle
oder parallel zu der Schaltungsanordnung 13 bis 16 können erfindungsgemäß noch die in 3 dargestellten
Schaltungsanordnungen zur Erkennung von Einblendungen vorgesehen
sein. Hierzu ist an der Auswerteschaltung 12 ein Minimalwert-Detektor 19 angeschlossen,
der mit einer Subtraktionsstufe 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 verlängert
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 Subtraktionsstufe 20 mit der Steuervorrichtung 17,
die die Verlängerung der
Auswertefelder in der Auswerteschaltung 12 steuert, so
daß nach
Beendigung der Auswertung eine grobe Blendenkontur vorliegt.
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Parallel
zu diesem Schaltungszweig ist an der Auswerteschaltung 12 ein
Median-Filter 22 angeschlossen, die mit einer Histogramm-Schaltung 23 verbunden
ist, deren Ausgangssignal der Steuervorrichtung 17 zugeführt wird.
Durch diese Schaltungsanordnung läßt sich feststellen, ob die
Blende gerade oder gedreht ist. Bei gerader Blende erhält man den genauen
Verlauf ihrer Kontur.
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Ist
dagegen die Blende gedreht, so werden durch Differenzierglieder 24 und 25 die
1. und die 2. Ableitung gebildet. Die 2. Ableitung wird der Steuervorrichtung 17 zugeführt, die
ermittelt, ob diese Null beträgt.
Ist ihr Wert ≠ 0,
so interpoliert die Auswerteschaltung 12 die Kurve aus
zwei benachbarten Werten.
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Da
eine Fehldetektion der Blendenkontur, die durch die Struktur eines
Objektes hervorgerufen sein kann, bei der 1. Ableitung zu einem
wiederholten Vorzeichenwechsel führt,
werden diese Wechsel durch die Summenschaltung 26 registriert.
Durch eine daran angeschlossene Schwellwertschaltung 27 werden
diese Stellen dann markiert, wenn sie einen Schwellwertes von beispielsweise
fünf überschreiten,
so daß die
derart detektierten Stellen nicht als Blende betrachtet werden.
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In
der 5 ist der Ablauf des erfindungsgemäßen Verfahrens
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 Berechnung 33 einstellbar ist, erhält man ein
gefenstertes Röntgenbild 35,
das auf dem Monitor 9 betrachtet werden kann.
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Da
die Detektion von Einblendung und Überstrahlung unterschiedlich
abläuft,
wird für
die weitere Beschreibung vereinbart, daß Bereiche mit hoher Röntgenabsorbtion,
wie beispielsweise Knochen oder Einblendungen, hell, d.h. mit hohen
Grauwerten, und Bereiche mit niedriger Röntgenabsorbtion, wie beispielsweise
Weichteile oder Überstrahlungen neben
den Untersuchungsobjekten, 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.
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Zur
Erkennung der Überstrahlungen
wird das in 6 dargestellte Röntgenbild
mit einem Objekt 36 schachbrettartig in kleine Rasterelemente 37 aufgeteilt,
die, wie der 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.
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Unterschreiten
die Mittelwerte M aller Pixel eines
Rasterelementes einen ersten Schwellwert und deren Standardabweichungen σ gleichzeitig
einen anderen Schwellwert, so werden diese Rasterelemente 40 aussortiert.
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Wie
aus 6 zu entnehmen ist, bleiben immer noch Rasterelemente 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
Rasterelemente 41 würde
einen zu großen Fensterbereich
ergeben, da ja immer noch Pixel mit Überstrahlung berücksichtigt
werden. Deshalb müssen
auch die Pixel innerhalb dieser Randlagenraster 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 Nachbarrastererelementen. Durch diese Maßnahme werden
alle Pixel mit Überstrahlung
gefunden.
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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.
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Durch
das Verfahren werden also der Reihe nach alle Rasterelemente auf
ihre Mittelwerte M und Standardabweichungen σ durchsucht. Sobald ein Rasterelement 42 beide
Schwellwertkriterien erfüllt, werden
die Pixel dieses Rasterelementes 42 und die Pixel seiner
unmittelbar acht Nachbarrasterelemente 43 zusätzlich aussortiert,
wie dies die 8 zeigt.
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Falls
noch mehr vom Randbereich des Objektes 36, die meistens
die Haut betreffen, bei der Fensterung unberücksichtigt bleiben soll, können auch
Pixel in noch weiter entfernten Nachbarrastern aussortiert werden.
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Für die Erkennung
von Einblendungen eignet sich die Standardabweichung als Kriterium
nicht. Zwar ist auch hier wenig Textur (homogenes Gebiet) vorhanden. Überstrahlungseffekte
vom nicht eingeblendeten Bereich bewirken jedoch einen Gradienten der
Grauwerte, was zur Folge hat, daß sich die Standardabweichung
nicht signifikant von der im Objekt unterscheidet.
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Um
die Konturen einer Blende 44 aufgrund einer Konturerkennung
durch große
Grauwertänderungen
zu finden, werden zunächst
alle Pixel in einem Startfeld 45 an den Bildrändern ausgewählt, deren
Grauwerte über
einem Schwellwert liegen, wie dies in 9 dargestellt
ist. Von diesen Startfeldern 45 ausgehend werden nebeneinanderliegende
langestreckte Auswertefelder 46, die beispielsweise acht
Pixel breit sein können,
schrittweise, beispielsweise mit einer Schrittweite von acht Pixeln,
zur Bildmitte hin vergrößert. Nach
jeder Verlängerung
wird ein neuer Minimalwert MIN2 innerhalb des Auswertefeldes ermittelt
und vom alten Minimalwert MIN1 subtrahiert. Sobald diese Differenz
einen bestimmten positiven Schwellwert überschreitet, wird das Auswertefeld 46 noch
um einen Sicherheitsbetrag 47 verlängert und alle Pixel des Auswertefeldes 46 werden
als Blende markiert.
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Sollte
vorher eine Differenz mit einem negativen, betragsmäßig über dem
Rauschen liegenden Wert, auftreten, so kann mit hoher Wahrscheinlichkeit
davon ausgegangen werden, daß sich
hier keine Einblendung, sondern ein relevantes Objekt befindet. In
diesem Fall werden alle Pixel in diesem Auswertefenster 46 nicht
als Blende markiert.
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Die
praktische Ausführung
an medizinischen Bildern bringt meist etwas abweichende Ergebnisse als
die idealisierte Darstellung in 9. 11 zeigt das
Ergebnis der Konturerkennung an einem in 10 dargestellten
realen Beispiel, an einem Originalbild 30 mit Einblendungen 48.
Deutlich ist zu erkennen, daß auch
Kanten im medizinischen Objekt 49 zur Erzeugung von Blendenkonturen
(oben und unten) führen
können.
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Um
eine möglichst
originalgetreue Nachbildung der Einblendung zu erhalten, wird im
Folgenden die gefundene Blendenkontur wie eine eindimensionale Funktion
behandelt. Wie in 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.
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Bei
den Fehlerkennungen der Blendenkontur handelt es sich größtenteils
um einzelne, isolierte Werte, sogenannte Ausreißer, und deshalb wird zur ersten
Glättung
der Blendenkontur das aus der Literatur bekannte Medianfilter verwendet.
Hierbei handelt es sich um ein nichtlineares Filter, das besonders einzelne,
sprunghafte Änderungen
beseitigt, ohne die restliche Struktur zu verändern. Dies ist den 12 und 13 zu
entnehmen, bei denen die Blendenkontur ohne (13) und
mit Medianfilterung dargestellt ist (14).
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Falls
die Blende nicht gedreht sein sollte wie bei dem in 10 dargestellten
Beispiel (in 9 ist sie gedreht), führt eine
Histogrammanalyse der mediangefilterten Blendenkontur, die aus den
Endpunkten der Auswertefelder in x-oder y-Koordinaten beschrieben
gebildet werden, zur idealen Glättung
der Blendenkontur. Ein derartiges Beispiel einer einfachen Blendenkontur 50 ist
in der 15 dargestellt. In diesem Fall überschreitet
das Maximum des in 16 dargestellten Histogramms 51 einen
bestimmten Schwellwert 52, und es läßt sich daraus eine parallele
Ausrichtung der Blendenkante zum Bildrand ableiten, deren Abstand
vom Bildrand gleich dem Wert im Histogramm entspricht, an dem das
Maximum auftritt. Im Beispiel von 16 liegt
das Maximum bei drei, wie auch unschwer aus der 15 direkt
abzuleiten ist.
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Ein
weiteres, genaueres Beispiel ist anhand der 17 erläutert. 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
Blendenkontur die Kurve 55 ergibt. Das Histogramm 56 der
linken Blendenkontur hat sein Maximum bei dem Wert 64.
Da bei nichtgedrehten Blenden 54 im Histogramm 56 der Kontur
ein signifikantes Maximum an der Stelle auftritt, die dem Abstand
der Kontur vom Bildrand entspricht, beträgt dieser den Wert 64.
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Bleibt
das Maximum des Histogramms 56 unterhalb des Schwellwertes,
so muß von
einer gedrehten Blende ausgegangen werden.
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Da
die reale Blendenkontur immer geradlinig ist, kann als weiteres
Kriterium für
die gefundene Blendenkontur die 2. Ableitung verwendet werden. Es
werden also nur die Stellen der gefundenen Blendenkontur akzeptiert,
in deren näheren
Umgebung die 2. Ableitung gleich Null ist, d.h., daß die Funktion keine
Krümmung
aufweist. Die Stellen, an denen die 2. Ableitung ungleich Null ist,
dies kann aufgrund einer Krümmung
oder einer Fehldetektion sein, wird die Funktion linear zwischen
den Stellen mit einer 2. Ableitung gleich Null interpoliert, wie
dies die 18 zeigt, in der die mediangefilterte
Blendenkontur 57 wiedergegeben ist. An den markierten Punkten 58 ist die
2. Ableitung der mediangefilterten Blendenkontur 57 ungleich
Null.
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Wie
in 9 dargestellt ist, existiert bei gedrehter Blende
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 Algorithmus 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 18 dargestellte Interpolationen 59 korrigiert.
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Wie
aus den 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 Summierung
der Vorzeichenwechsel der 1. Ableitung der mediangefilterten Blendenkontur überprüft. Ist
die Summe klein, d.h. sie liegt zwischen 2 bis 5, wird die mediangefilterte
Blendenkontur verwendet. Bei einer größeren Summe wird von Fehlerkennungen
ausgegangen, und es wird keine Blende berücksichtigt.
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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 Blendenkontur
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Dieses
erfindungsgemäße Verfahren
läßt sich
auch durch das in 19 dargestellte Flußdiagramm
zur Blendenkonturerkennung beschreiben. Es weist folgende Schritte
auf:
- i. Grobe Konturermittlung durch Suchen
nach extremen Grauwertänderungen
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 medizinischen 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.