圖像噪聲降低和/或圖像分辨率提高的制作方法
【技術領域】
[0001] 本發明總體上涉及降低采集到的圖像數據的圖像噪聲和/或提高圖像分辨率，并 且利用計算機斷層攝影（CT)的具體應用來描述本發明。
【背景技術】
[0002] CT掃描器一般包括安裝在關于縱軸或z軸圍繞檢查區域旋轉的旋轉機架上的X射 線管。X射線管發射穿過檢查區域及其中的對象或目標的輻射。探測器陣列在檢查區域對 面與X射線管相對，對向一角度弧。探測器陣列包括相對于彼此對齊并且沿z軸延伸的一 行或多行探測器。探測器探測穿過檢查區域及其中的對象或目標的輻射，并且生成指示其 的投影數據。重建器處理投影數據并且生成3D圖像數據。
[0003] 然而，CT掃描器發射可能增加癌癥的風險的電離輻射。隨著CT掃描的數量增加 并且隨著在無癥狀患者中使用CT掃描變得更加普遍，該問題已經惡化。可以通過降低管電 流和/或電壓和/或掃描的數量，和/或增大節距、切片厚度和/或切片間距，來減小被沉 積到患者的劑量。然而，圖像噪聲與輻射劑量成反比，并且因此減小輻射劑量不僅減小了被 沉積到患者的劑量，而且增大了采集到的數據中的圖像噪聲，所述圖像噪聲在重建期間被 傳播到圖像數據，降低了圖像質量（即，噪聲更大、圖像更不清晰），這可能使成像數據的診 斷價值降級。
[0004] 圖像去噪的目的是通過求平均來從有噪聲的測量結果恢復原始圖像。這種求平 均可以被局部地執行：高斯平滑模型；各向異性濾波；以及通過變分法的鄰域濾波：總變分 最小化、或者在頻域中的鄰域濾波：經驗維納（Wiener)濾波器和小波閾值法。非局部均值 (NL)是基于對圖像中的全部像素的非局部求平均的圖像去噪過程。具體而言，針對像素的 加權的量基于以該像素為中心的小斑塊與以正在被去噪的像素為中心的小斑塊之間的相 似度。
[0005] 已經通過超分辨率算法提高了圖像分辨率。一些超分辨率算法超出了成像系統的 衍射極限，而其他超分辨率算法提供了探測器的分辨率上的提高。多幀超分辨率算法一般 使用相同場景的多個低分辨率圖像之間的亞像素（sub-pixel)位移，并且通過將多個低分 辨率圖像融合或組合成單個較高分辨率圖像來提高圖像分辨率。基于學習的超分辨率算法 額外地并入應用相關的先前知識以推斷未知的高分辨率圖像。
[0006] 鑒于以上，存在對于用于在保持圖像質量的同時降低患者劑量和/或用于提高圖 像分辨率的其他方法的未解決的需求。

【發明內容】

[0007] 本文中描述的各方面解決了以上提到的問題和/或其他問題。
[0008] 在一個方面中，一種用于提高圖像數據的圖像質量的方法包括：針對圖像數據的 多個體素中的每個來分析詞典的一組條目，其中，條目表;^體素的較低分辨率的斑塊與體 素的對應的較高分辨率的斑塊之間的映射或體素周圍的局部鄰域；針對所述多個體素中的 每個基于所述分析來導出子空間，其中，所述子空間是針對所述映射或所述局部鄰域中的 一個的；并且基于所述子空間來還原靶圖像數據，其中，所述靶圖像數據是具有較高圖像分 辨率或降低的圖像噪聲的圖像數據。
[0009] 在另一方面中，一種圖像數據處理器包括：分析器，其針對圖像數據的多個體素中 的每個來分析詞典的一組條目，其中，條目表示體素的較低分辨率的斑塊與體素的對應的 較高分辨率的斑塊之間的映射或體素周圍的局部鄰域，并且針對所述多個體素中的每個基 于所述分析來導出子空間，其中，所述子空間是針對所述映射或所述局部鄰域中的一個的； 以及圖像還原器，其基于所述子空間來還原靶圖像數據，其中，所述靶圖像數據是具有較高 圖像分辨率或降低的圖像噪聲的圖像數據。
[0010] 在另一方面中，一種被編碼有計算機可執行指令的計算機可讀介質，所述計算機 可執行指令在由處理器執行時，令所述處理器：基于初始圖像數據和非局部主成分分析 (PCA)來生成具有較高圖像分辨率或降低的噪聲的圖像數據。
【附圖說明】
[0011] 本發明可以采取各種部件和各部件的布置以及各種步驟和各步驟的安排的形式。 附圖僅出于圖示優選的實施例的目的，并且不應被解釋為對本發明的限制。
[0012] 圖1示意性地圖示了與圖像數據處理器相結合的示范性成像系統，所述圖像數據 處理器被配置為提高圖像數據的圖像質量。
[0013] 圖2示意性地圖示了圖像數據處理器的范例。
[0014] 圖3圖示了用于提高圖像質量的方法。
[0015] 圖4圖示了用于提高圖像分辨率的方法。
[0016] 圖5圖示了用于降低圖像噪聲的方法。
【具體實施方式】
[0017] 首先參考圖1，示意性地圖示了諸如計算機斷層攝影（CT)掃描器的成像系統100。
[0018] 成像系統100包括大體固定的機架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110由旋轉機架104可旋轉地支撐。輻射源110與旋轉機 架104 -起旋轉，并且發射穿過檢查區域106的輻射。源準直器包括準直所述輻射以形成 大體為錐形、楔形、扇形或其他形狀的輻射束的準直構件。
[0020] 敏感探測器陣列112在檢查區域106對面與輻射源110相對，對向一角度弧。探 測器陣列112包括沿z軸方向延伸的多行探測器。探測器陣列112探測穿過檢查區域106 的輻射并且生成指示其的投影數據。
[0021] 重建器114重建投影數據并且生成指示其的三維（3D)體積圖像數據。重建器114 可以采樣常規的3D濾波反投影重建、錐形束算法、迭代算法和/或其他算法。
[0022] 諸如臥榻的對象支撐體118支撐在檢查區域106中的諸如人類或動物患者的目標 或對象。對象支撐體118被配置為在掃描之前、期間和/或之后垂直地和/或水平地移動， 以結合系統100對對象或目標進行定位。
[0023] 通用計算系統或計算機用作操作者控制臺120。控制臺120包括諸如監視器或顯 示器的人類可讀輸出設備以及諸如鍵盤、鼠標等的輸入設備。駐留在控制臺120上的軟件 允許操作者經由圖形用戶界面（GUI)或以其他方式與掃描器100進行交互，例如選擇劑量 減少和/或圖像質量提高算法等來進行交互。
[0024] 圖像數據處理器116處理圖像數據、降低噪聲和/或提高圖像數據的圖像分辨率。 如下面更詳細地描述的，在一個實例中，圖像數據處理器116采用非局部主成分分析（PCA) 和基于學習的超分辨率算法來降低噪聲和/或提高圖像數據的圖像分辨率。像這樣降低 圖像噪聲允許在保持圖像質量的同時減小用于掃描的輻射（以及因此被沉積到患者的劑 量）。提高分辨率允許增強圖像分辨率。本文還預期噪聲降低與提高圖像分辨率的組合。
[0025] 圖像數據處理器116可以經由執行被編碼或嵌入在計算機可讀存儲介質（例如物 理存儲器或其他非瞬態介質）上的一個或更多個計算機可讀指令的處理器而被實現。這樣 的處理器可以是控制臺120和/或諸如專用可視化計算機的其他計算設備的部分，和/或 是其他計算設備。額外地或備選地，所述處理器可以執行由載波、信號或諸如瞬態介質的其 他非計算機可讀存儲介質承載的至少一個計算機可讀指令。
[0026] 數據儲存庫122可以被用來存儲由系統100和/或圖像數據處理器116生成的圖 像數據、由圖像數據處理器116使用的圖像數據、和/或其他數據。數據儲存庫122可以包 括以下中的一個或多個：圖片存檔和通信系統（PACS)、放射學信息系統（RIS)、醫院信息系 統（HIS)、電子病歷（EMR)數據庫、服務器、計算機和/或其他數據儲存庫。數據儲存庫122 可以在系統100本地或遠離系統100。
[0027] 圖2示意性地圖示了圖像數據處理器116的范例。
[0028] 圖示的圖像數據處理器116接收待處理以提高分辨率的圖像數據，并且生成較高 分辨率的圖像數據。該圖像數據可以是正在被處理以降低噪聲和/或提高分辨率的較低劑 量圖像數據，例如到常規劑量圖像數據（或更低或更高）的水平。備選地，圖像數據可以是 正在被單獨處理以提高分辨率的常規劑量圖像數據。圖像數據可以來自重建器114(圖1)、 數據儲存庫122 (圖1)和/或其他設備。
[0029] 詞典庫204存儲各種詞典。圖示的詞典庫204包括以下中的至少一個：先前生成 的詞典206、自相似性詞典208和/或導出詞典210。每個詞典均包括針對圖像數據中待處 理的每個體素的詞典。
[0030] 先前生成的詞典206包括被提供到圖像數據處理器116的已生成的詞典。
[0031] 詞典確定器212確定自相似性詞典208和/或導出詞典210。詞典確定器212可 以例如在對第一圖像數據和/或與相同患者和/或另一患者相對應的其他圖像數據的較早 處理期間已經確定了先前生成的詞典206。
[0032] 對于自相似性詞典208,詞典確定器212將圖像數據縮小比例，并且生成經縮小比 例的圖像數據與圖像數據的體素鄰域之間的匹配的集合。在另一個實施例中，可以額外地 或備選地收集其他體素。在噪聲去除的背景中，該詞典被創建為輸入研宄對象中的全部斑 塊的集合。
[0033] 對于導出詞典210,詞典確定器212使用配準、匹配和/或其他算法來識別與圖像 數據中的體素相對應的較高分辨率圖像中的體素鄰域。導出詞典210接著被導出為較高分 辨率圖像數據與經縮小比例的較高分辨率圖像數據的體素鄰域之間的匹配的集合。縮小比 例可以通過利用適當的濾波器來進行平滑和/或其他處理、并且任選地通過對經濾波的較 高分辨率圖像數據進行欠采樣來實現。