卷积反投影重建(二维)
滤波反投影重建算法(FBP)程序及结果分析

汇报人:李婷婷 时间:2020.10.29
目录
A FBP算法原理 B FBP算法过程 C 滤波器和内插函数 D MATLAB实现
01.滤波反投影重建算法原理 FBP算法原理
人为设计一种一维滤波函数,利用卷积的方法,先对获得的投影函数进行修正,然 后把修正过的投影函数反投影来重建图像。滤波反投影算法可一定程度上消除星状 伪影。
图4:输入全部投影数据用iradon函数得到的投影图
04.MATLAB实现
图1:头部模型图像
图2:(左)投影图, (右)滤波后投影图
图3:1°、45°、90°、 135°反向投影叠加效果
图6:步长为10反向投影叠加效果
图5:步长为15反向投影叠加效果
谢谢聆听!
内插函数:常见的有最近邻插值法和线性插值法,在 iradon中默认选择linear。
04.MATLAB实现
图1:原始ct投影
图2:R-L滤波后投影
04.MATLAB实现
叠加后的反投影图像
04.MATLAB实现
图1:取步长为30的反投影叠加 图2:取步长为15的反投影叠加
图3:取步长为10的反投影叠加
02.FBP算法过程
1
将原始投影进行一次傅里叶变换
2
设计合适的滤波器,得到滤波后的投影
将滤波后的投影进行反投影
3
4
所有反投影进行叠加,得到重建后的投影
03.滤波器和内插函数
滤波器选择:常见的滤波器有R-S滤波函数和S-L滤波 函数。R-L滤波函数计算简单,避免了大量正余弦计算, 得到的采样序列是分段现行的,并没有降低图像质量, 所以常见轮廓清楚,空间分辨率高。
FDK重建算法

FDK算法公式
1
2
3 锥形束的投影数据 锥形束射线入射角的余弦函数
一维斜坡滤波器的卷积核 权函数
三维的FBP算法
FDK算法特点
FDK算法是一种近似的算法,无论测量时的分辨率如 何,重建结果和真实物体都会有或多或少的偏离。 但是,对于适度的锥角来说,这种偏离非常小。
优点:简单易实现;
缺点:锥形束的锥形张角比较大时,重建物体形状会 扭曲,会产生伪影。
二维 • 平行束FBP重建
• 扇形束FBP重建
三维
• 三维中心切片定理 • 锥形束FDK算法 * • 锥形束FDK衍生算法 • 锥形束FDK算法CUDA加速
算法特点:针对螺旋轨道有很好的效果,它的滤波是移动不变的, 它的反投影是锥形束的反投影。缺点是由于该算法限制条件,没有 充分利用所测到的投影数据且选择滤波方向需要技巧。
数据重排
FDK算法的CUDA加速
重建过程:经过3个步骤的3个Kernel函数,重建出物体,重建物体数据 最后传回内存或直接显示。
(1)加权阶段,对投影数据进行逐点加权。
• 算法思路:把锥形束图像重建的问题转变为扇形束图像重 建的问题。
• 算法适用范围:
(1)被重建物体必须包含在一个球形区域内; (2)X射线源的扫描轨迹为圆形。
FDK算法步骤
• (1) 对投影数据做加权预处理,即乘以一个余弦函数cos α;
• (2) 对预处理过的数据逐行地做一维的斜坡滤波;
• (3) 把滤波后的数据做锥 形束的加权反投影。反投 影中的权函数取决于重建 点到焦点的距离。
边缘层存在伪影 中间层精确重建
FDK衍生算法
Grangeat 算法
可应用到任何一个轨道上去
算法思路:把锥形束图像重建的问题转变为三维拉东变换的问题。
浙江大学博士学位论文答辩会

浙江大学博士学位论文答辩会答辩人:高欣指导教师:汪元美教授浙江大学生物医学工程与仪器科学学院新型迭代图像重建算法的理论研究与实现The theoretical study and realization of new iterative image reconstruction algorithms作者:高欣指导教师:汪元美教授研究背景➢由于各种物理条件的限制,CT在获得实际测量投影数据的过程中,会产生各种不同的误差,而可靠有效的数据是任何重建算法的基础。
➢在许多工程领域中,由于受客观条件的限制,经常会遇到不完全数据重建问题(少量投影数据或投影数据不是均匀分布在180/360度范围);➢迭代重建算法对于含噪声的不完全投影数据的图像重建是一种比较有效的算法。
研究目标➢针对少数、扇形投影数据,采用迭代算法进行重建;➢为了提高成像的精度和分辨率,一般采用正则化方法或者增加迭代次数;➢由于投影矩阵的维数很高,必然延长重建时间,保证重建图像的精度和分辨率的同时,提高重建速度,是迭代重建法必须考虑的重要因素。
内容概要➢图像重建系统中的数学变换及变换法成像➢迭代重建法➢一种约束最小二乘估计的图像重建算法➢向量优化为基础的图像重建➢模糊向量优化图像重建➢总结与展望图像重建的分类图像重建算法大体分两类:一类是对Radon变换进行反变换求解,又称为空间变换重建法;另一类是将区域离散化并采用一系列迭代优化过程求解,也称为迭代重建法。
图像重建系统中的数学变换及变换法成像()()()()p ,f ,f(,)cos sin Dt R t x y t x y dxdy θδθθ=Θ=-+⎰⎰图像重建中Radon 变换的具体形式 Radon 变换在图像重建中的具体形式表现为截面函数沿着直线的线积分等于其Radon 变换,而图像重建过程即是将截面函数沿许多不同角度下直线的线积分所产生的投影数据进行逆Radon 变换从而得到截面函数。
CT反投影滤波重建算法设计

地理与生物信息学院2012 / 2013 学年第二学期实验报告课程名称:医学图像处理和成像技术实验名称:CT反投影滤波重建算法设计班级学号: B10090405学生姓名: 陈洁指导教师: 戴修斌日期:2013 年 5 月一、实验题目:CT反投影滤波重建算法设计二、实验内容:1.显示图像;2.获得仿真投影数据;3.基于获得的仿真投影数据重建图像。
三、实验要求:1.Shepp-Logan头模型:画出Shepp-Logan头模型,简称S-L模型,头模型尺寸设定为128×128;2.仿真投影数据的获得:从头模型中获得投影数据,投影数据格式为180×185,即[0,179°]范围内角度每隔1°取样,每个角度下有185个探测器;3.卷积反投影重建算法的实现:基于获得的仿真投影数据重建图像,使用R-L卷积函数,重建尺寸为128×128。
四、实验过程:实验1. Shepp-Logan头模型①算法实现流程:I. S-L头模型由10个位置、大小、方向、密度各异的椭圆组成,象征一个脑断层图像。
Shepp-Logan头模型中的椭圆参数:II. 使用循环语句给像素赋值:for i=1:10for x….for y…..判断点(x, y)是否在第i个椭圆内;如是,则将第i个椭圆折射指数赋给点(x, y);endendendIII. 显示仿真头模型:使用imshow(f,[])函数显示出图像。
②实验代码:clear all;p=[0 0 0.92 0.69 pi/2 10 -0.0184 0.874 0.6624 pi/2 20.22 0 0.31 0.11 72/180*pi 0-0.22 0 0.41 0.16 108/180*pi 40 0.35 0.25 0.21 pi/2 50 0.1 0.046 0.046 0 60 -0.1 0.046 0.046 0 7-0.08 -0.605 0.046 0.023 0 80 -0.605 0.023 0.023 0 80.06 -0.605 0.046 0.023 pi/2 8];N=256;x=linspace(-1,1,N);y=linspace(-1,1,N);f=zeros(N,N);for i=1:Nfor j=1:Nfor k=1:10A=p(k,3);B=p(k,4);x0=p(k,1);y0=p(k,2);x1=(x(i)-x0)*cos(p(k,5))+(y(j)-y0)*sin(p(k,5));y1=-(x(i)-x0)*sin(p(k,5))+(y(j)-y0)*cos(p(k,5));if((x1*x1)/(A*A)+(y1*y1)/(B*B)<=1) %判断条件f(i,j)=p(k,6);endendendendf=rot90(f);imshow(f,[])③运行结果:实验2. 获得仿真投影数据:①算法实现流程:I. θ∈ [00, 10, ..., 1790], s ∈[-92, -91, ..., 91,92];II. 对于第i 个椭圆求出对应θ和s 的仿真投影数据:其中,(x 0, y 0)为中心坐标,A 为长轴,B 为短轴,a 为旋转角度,ρ为折射指数。
CT图像重建技术

CT图像重建技术CT图像重建技术000计算机层析成像(Computed Tomography,CT)是通过对物体进行不同角度的射线投影测量而获取物体横截面信息的成像技术,涉及到放射物理学、数学、计算机学、图形图像学和机械学等多个学科领域。
CT技术不但给诊断医学带来革命性的影响.还成功地应用于无损检测、产品反求和材料组织分析等工业领域。
CT技术的核心是由投影重建图像的理论,其实质是由扫描所得到的投影数据反求出成像平面上每个点的衰减系数值。
图像重建的算法有很多,本文根据CT扫描机的发展对不同时期CT所采用重建算法分别进行介绍。
第一代和第二代CT机获取一个单独投影的采样数据是从一组平行射线获取的,这种采样类型叫平行投影。
平行投影重建算法一般分为直接法与间接法两大类。
直接法是直接计算线性方程系数的方法,如矩阵法、迭代法等。
间接法是先计算投影的傅立叶变换,再导出吸收系数的方法,如反投影法、二维傅立叶重建法和滤波反投影法等[1]。
2.1 直接法2.1.1 矩阵法设一个物体的内部吸收系数矩阵为:(1)为了求得该矩阵中的元素值,我们可以先计算该矩阵在T个角度下的T组投影值 ,如设水平方向时 ,则:(2)同样其它角度下也有类似方程,把所有方程联立得到求解,即可求得所有u值。
通常情况下,由于联立方程组的数目往往不同于未知数个数,且可能有不少重复的方程,这样形成的不是方阵,所以一般不满秩,此时需要利用广义逆矩阵法进行求解。
2.1.2 迭代法实际应用中,由于图像尺寸较大,联立的方程个数较多,采用直接采用解析法难度较大,因此提出了迭代重建方法。
迭代法的主要思想是:从一个假设的初始图像出发,采用迭代的方法,将根据人为设定并经理论计算得到的投影值同实验测得的投影值比较,不断进行逼近,按照某种最优化准则寻找最优解[2]。
通常有两种迭代公式,一种是加法迭代公式[2]:(3)另一种是乘法迭代公式[2]:(4)两式中是相邻两次迭代的结果;是某一角度的实测投影值,是计算过程的计算投影值, 是投影的某一射线穿过点的点数,即计算投影值的射线所经过的像素的数目,是松弛因子。
MRI设备详细介绍

mri设备详细介绍mri, 设备MRI设备MRI设备是利用生物体的磁性核(主要是氢核)在磁场中所表现出的MR特性来进行成像的设备。
随着超导技术、磁体技术、电子技术、计算机技术和材料科学的进步,MRI设备得到飞速的发展。
MRI设备已成为最先进、最昂贵的现代化诊断设备之一。
MRI设备既是评价医院综合能力的一项重要指标,又是医院现代化程度和诊断水平的标志。
我国现有600多台MRI设备正在运行,并以每年几十台的速度增长(含临床应用型和临床研究型)。
本章将以临床应用型永磁开放式MRI设备为例,系统地介绍MRI设备的构成和工作原理。
第一节概述一、发展简史MR现象于1946年第一次由布洛赫(F.Bloch)领导的斯坦福大学研究小组和伯塞尔(E.Purcell)领导的哈佛大学研究小组分别在水与石蜡中独立地观察到。
因此,布洛赫和伯塞尔共同获得了1952年的诺贝尔物理学奖。
随后,人们利用MRI技术进行了多领域的应用。
MRI设备早期集中在物理和化学方面,用来确定化学成分、分子结构和反应过程。
1967年,第一次用MRI设备测试人体活体。
1971年,达马丁(Damadian)发现了MRI的一个重要参数—T1。
肿瘤组织的T1值远大于相应正常组织的T1值。
此结果预示着MRI设备在医学诊断中的广阔应用前景。
1973年,受CT图像重建的启示,纽约州立大学的劳特布尔(Lauterbur)在《Nature》杂志上发表了MRI设备空间定位方法(均匀静磁场上迭加梯度磁场)。
利用MRI模型(两个并排在一起的充水试管)的四个一维投影,成功的获得了第一幅MRI模型的二维图像。
1974年,曼斯菲尔德(Mansfield)研究出脉冲梯度法选择成像断层的方法。
1975年,恩斯特(Ernst)研究出相位编码的成像方法。
1977年,爱特斯坦(Edelstein)、赫切逊(Hutchison)等研究出自旋扭曲(Spin Warp)成像法。
1977年,达马丁完成了首例动物活体肿瘤检测成像,并获得首张人体活体MRI设备图像。
第三章 X射线计算机体层成像

第三章 X射线计算机体层成像第5题第9题第11题第14题第16题第18题第21题3-1 普通X射线影像与X-CT影像最大的不同之处是什么?答:二者最大的不同之处在于:X-CT像是断层图,而普通X射线摄影像是多器官的重叠像。
3-2 何为体层?何为体素?何为像素?在重建CT像的过程中,体素与像素有什么关系?答:所谓体层,指的是受检体中的一个薄层,又称之为切层。
在建立CT图像的扫描过程中,受检体中被X射线束透射的部分就是此切层。
所谓体素,是指在受检体内欲成像的层面上按一定的大小和一定的坐标人为划分的形如一小段火柴杆状的小体积元。
对划分好的体素要进行空间位置编码(即在层面上按体素的划分顺序,对体素进行位置编号),从而形成编好排序的体素阵列。
所谓像素系指构成图像的基本单元。
对于二维图像来说,这些像素就是图像平面的小面积元。
像素是按一定的大小和一定的坐标人为划分的。
对划分好的像素也要进行空间位置编码(即在图像平面上按像素的划分顺序,对像素进行位置编号),从而形成编好排序的像素阵列。
根据重建CT图像的思想,体素和像素的关系是:二者一一对应,使体素的坐标排序和像素的坐标排序要完全相同,并使各体素的特征参数(即线性吸收系数或衰减系数)值的大小被对应的像素以灰度的方式表现,从而在图像画面上形成灰度分布的图像。
3-3 重建CT图像都要通过扫描来采集足够的投影数据,请问何为扫描?扫描有哪些方式?答:扫描是采集重建图像数据而使用的物理技术。
在X-CT重建图像过程中,首先要进行的就是对受检体的扫描。
所谓扫描,是用近于单能窄束的X射线束以不同的方式、按一定的顺序、沿不同的方向对划分好体素的受检体切层进行投照,这就是X-CT重并用高灵敏度的探测器接受透射各体素后的出射X线束的强度I。
建图像中采用的获取投影数值的物理技术,也即通常所说的采集数据的扫描技术。
扫描的方式有平移扫描、旋转扫描、平移加旋转扫描等。
扫描方式的选择着眼于加快重建图像的速度,同时,扫描方式的采用也与算法互相制约。
CT矩阵的radon投影变换和反投影重建

CT矩阵的radon投影变换和反投影重建
1917年,***Radon引入了Radon变换,他还提供了逆变换的公式。
Radon 变换在数学中是一种积分变换,其逆变换用于从医学CT扫描中重建图像。
在计算机断层扫描中,断层扫描重建问题是从一组投影中获得断层切片图像。
通过绘制一组穿过感兴趣的2D对象的平行射线形成投影,并分配沿每条射线的对象对比度的积分到投影中的单个像素。
2D对象的单个投影是一维的。
为了实现对象的计算机断层扫描重建,必须获取多个投影,每个投影对应于相对于对象的射线之间的不同角度。
多个角度的投影集合称为正弦图,它是原始图像的线性变换。
在计算机断层扫描中使用逆Radon变换从测量的投影(正弦图)重建2D图像。
不存在实际的、精确的Radon逆变换实现,但有几种很好的近似算法可用。
由于逆Radon变换从一组投影中重建对象,所以(前向)Radon变换可用于模拟断层摄影实验。
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计算机图像处理技术结课(报告) 共9页第1页 卷积反投影图像重建
1 反投影重建基本介绍 设待重建图像为),(yxa,它的二维傅氏变换为^12(,)(,)AA。根据中心切片定理,^(,)A可通过),(yxa在不同视角下的投影()rpx的一维傅氏变换求得。即:
待建图像:
12^1212()12122^2cos()02cos()02cos()0(,)(,)(,)1(,)4(,)(,)(,)ixyiririraraxyFAAeddAeddPedddPed
[] (1.1) 因为cos()rxr,所以有: 122(cossin)22cos()rxyxyxr
同时:
12ddJdd
112
22
//2cos2sin4//2sin2cosJ
(1.2)
先来看该式的第二个积分:
22cos()cos()cos()cos()(,)(,)|()(,)|(,)|cos(),rrrrixirxrrrxrrxrPedPedhxpxgxgr
(1.3) 式中:(,)()(,)rrrgxhxpx (1.4)
^121(,)(,)()()(,)rAAFpxPP计算机图像处理技术结课(报告)
共9页第2页 式(3.10)的物理意义是投影(,)rpx经过传递函数为1[()]rFhx的滤波器后得到的修正后的投影(,)rgx在满足cos()rxr时的值。将(3.11)代入(3.8),得到:
^
0(,)[cos(),]argrd (1.5)
称为滤波反投影方程,其物理意义是经过给定点(,)r的所有滤波后的投影在0~范围内的累加—反投影重建,得出(,)r点的像素值。
可见,滤波(卷积)反投影算法的具体包含三大步: (1) 把在固定视角i下测得的投影(,)rpx经过滤波,得到滤波后的投影(,)rgx; (2) 对每一个i,把(,)rigx反投影于满足cos()rixr的射线上的所有各点(,)r;
(3) 将步骤(2)中的反投影值对所有0<进行累加(积分),
得到重建后的图像。 2 重建流程 2.1 首先我们利用phantom()函数产生一个头部幻影图像,用以检测二维重建算法,代码如下: I=phantom(256); subplot(2,2,1) imshow(I,[]); title('256*256原始图像'); 效果图如图1所示, 图1 为一个大椭圆和几个小椭圆。 2.2 初始参数设置 重建采用的是平移加旋转的扫描方式,射线源在某一角度下水平移动,将物体全部照射后旋转一角度,如此重复,在这个过程中探测器相应地运动以接收X射线。根据此原理,将重建程序的初始参数设置如下: 计算机图像处理技术结课(报告) 共9页第3页 [N,N]=size(I); z=2*ceil(norm(size(I)-floor((size(I)-1)/2)-1))+3;% radon变换默认平移点数/角度 Nt=360; % 角度采样点数 Nd=N; % 平移数 x=pi/180; % 角度增量 d=N/Nd; % 平移步长 theta = 1:Nt; a=zeros(N); 2.3 产生无噪声投影数据 [R,xp] = radon(I,theta); e=floor((z-Nd)/2)+2; R=R(e:(Nd+e-1),:); R1=reshape(R,256,360); radon(I,theta)产生I投影,默认z点/角度,即使指定N点也是z点.所以为避免重建图像放大或缩小,下面计算取投影时需补偿,补偿量e,如对256的图像,补偿为55,即pm的第55个点作为计算用的第一个投影。 2.4 添加噪声并将所有噪声平行投影进行显示 [mm,nn]=size(R1); di=lognrnd(0,0.15,mm,nn); R1= 10*(R1-min(R1(:)))/( max(R1(:))-min(R1(:))); 计算机图像处理技术结课(报告) 共9页第4页 I0 = 1.5e5; % incident photons; decrease this for simulating "low dose" scans rand('state', 0), randn('state', 0); yi= poissrnd(I0 * di.*exp(-R1))+3*randn(size(R1)); if any(yi(:) == 0) warn('%d of %d values are 0 in sinogram!', ... sum(yi(:)==0), length(yi(:))); end R1 = log(I0 ./ max(yi,0.01)); % noisy sinogram R1=max(R1,0); % 显示 ff=2; uu=22000; v=ff*exp(R1/uu); subplot(2,2,2) imagesc(R1); title('256*360有噪声平行投影'); colormap(gray) colorbar Q=reshape(R1,256,360); 效果图如图-2: 图-2 2.5 滤波器的选择与设计 计算机图像处理技术结课(报告) 共9页第5页 最基本的从投影重建图像的滤波器:1971年提出的R-L重建滤波器(下图中实线表示)。
图-3 R-L 滤波器示意图 空域表达式为:
(2.1) 其中B为截至频率。若,d为空间采样间隔,可解出离散的滤波器空间脉冲响应:
(2.2) 计算机图像处理技术结课(报告)
共9页第6页 MATLAB 代码如下: g=-(Nd/2-1):(Nd/2); for i=1:256 if g(i)==0 hl(i)=1/(4*d^2); else if mod(g(i),2)==0 hl(i)=0; else hl(i)=(-1)/(pi^2*d^2*(g(i)^2)); end end end k=Nd/2:(3*Nd/2-1);
2.6 重建图像 计算机图像处理技术结课(报告)
共9页第7页
代码设计: for m=1:Nt pm=Q(:,m); u=conv(hl,pm); pm=u(k); 计算机图像处理技术结课(报告) 共9页第8页 Cm=((N-1)/2)*(1-cos((m-1)*x)-sin((m-1)*x)); for i=1:N for j=1:N Xrm=Cm+(j-1)*cos((m-1)*x)+(i-1)*sin((m-1)*x); if Xrm<1 n=1; t=abs(Xrm)-floor(abs(Xrm)); else n=floor(Xrm); t=Xrm-floor(Xrm); end if n>(Nd-1) n=Nd-1; end p=(1-t)*pm(n)+t*pm(n+1); a(N+1-i,j)=a(N+1-i,j)+p; end end end 重建后的图像如图-3 所示: 图-3 程序中还包含对重建结果的评价/归一化均方距离判据/归一化平均绝对距离判据以及程序的运行时间等.不再进行详细介绍。程计算机图像处理技术结课(报告) 共9页第9页 序的最终运行效果如下:
图-4 程序最终运行效果图 3、分析 反投影重建方法包括卷积反投影重建的缺点是会产生星状伪迹,原因分析如下: 断层平面中某一点的密度值可以看作是这一平面内所有经过该点的射线的投影值之和(的均值)。
整幅重建图像可以看作是所有方向下的投影累加而成。射线标号示于图5中,像素值(代表密度)分别1x,2x,3x,4x, 赋值如下:15x,20x,32x,418x 计算机图像处理技术结课(报告) 共9页第10页
图5 图像重建像素值
根据投影的定义(某条射线投影值为该条射线穿过的所有的像素值之和),每条射线的投影ip(1,2i)为:
1215pxx, 23420pxx,3137pxx 42418pxx, 532px,
61423pxx
720px
根据反投影重建算法的物理意义,重建图像中各像素,得到: 113635xppp,214723xppp,
323529xppp424661xppp,
5
218
0
35296126 54.18.73.3 (a) 原图像像素值 (b)反投影重建后图像 (c)求平均后图像 图 6 反投影示例
重建后的图像如图6(b)所示,可以看出原图像中像素值不为零的点反投影重建后仍较突出,但原图中像素值为零的点,经反投影重建后不再为零,即有伪迹。有时为了使重建后图像的像素值更接近于原图的像素值,在求反投影时,把数据除以投影的数目(即射线数),如图6(c)所示。
因此有:
,11pnkkiipxpn
(3.1)
50 218
(1)(2)
(3)(4)
(5)(6)(7)