BRPI1105671A2 - Aparelho e método de processamento de imagem - Google Patents

Abstract

Aparelho e método de processamento de imagem. Um aparelho de processamento de imagem que processa uma imagem obtida por fotografia por tomossíntese pelo uso de uma fonte de radiação e um detector bidimensional. O aparelho de processamento de imagem inclui uma unidade de obtenção configurada para obter uma pluralidade de dados de projeção produzida pelo detector bidimensional na fotografia por tomossíntese; e uma unidade de reconstrução configurada para efetuar processamento de reconstrução analftico de um tomograma de um objeto pela pluralidade de dados de projeção obtida pela fotografia por tomossíntese sem transformar os dados de projeção em dados de projeção virtuais sobre um plano de detecção por tc virtualmente ajustado para ser perpendicular a uma direção de centro de radiação da fonte de radiação.

Description

«APARELHO E MÉTODO DE PROCESSAMENTO DE IMAGEM” DESCRIÇÃO DA INVENÇÃO

Campo da Invenção A presente invenção se refere a um aparelho e método de processamento de imagem.

Descrição da Técnica Recentemente, aparelhos de formação de imagem por raio-X têm executado eficazmente tomossíntese para obter um desejado tomograma a partir de imagens projetadas obtidas pelo formação de imagem de um objeto pela irradiação do mesmo com raio-X por vários ângulos enquanto move um tubo de raio-X. Este método pode obter um tomograma em um curto tempo de formação de imagem sem a necessidade de maiores aparelhos, como um aparelho de TC. Por esta razão, esta técnica apresenta elevada produtividade por paciente, e tem atraído muita atenção pelo fato de ser uma técnica de formação de imagem com baixa exposição.

Na tomossíntese, um aparelho de formação de imagem por raio-X translada (ou fixa) um detector de raio-X enquanto muda o ângulo de irradiação dos raio-X de acordo com a característica do aparelho e o tomograma necessário, obtendo assim uma pluralidade de imagens de raio-X

por formação de imagem de um objeto em diferentes ângulos de projeção. O aparelho então reconstrói essas imagens de raio-X para gerar um tomograma.

No campo da TC, a técnica de reconstrução usando retroprojeção filtrada é conhecida como técnica para obtenção de tomogramas matematicamente exatos. Como uma técnica de reconstrução tridimensional usando um feixe cônico, o método Feldkamp, em particular, é conhecido na literatura não patenteada 1 (Practical Cone Beam Algorithm, L.A. Feldkamp, L.C. Davis, and J.W. Kress, J Opt Soc AM (1984). Este método pode gerar diretamente um tomograma usando imagens projetadas obtidas enquanto efetua uma face de feixe cônico no detector de raio-X e gira o detector de raio-X em torno do objeto.

Se a reconstrução de tomossíntese pode ser executada empregando-se uma retroprojeção filtrada usada na TC desta forma, é possível se obter tomogramas de alto contraste com menos manchas. Porém, a relação posicionai (arranjo geométrico) entre a fonte de raio-X e um detector de raio-X na tomossíntese difere daquela na TC, e por isso é difícil aplicar diretamente o algoritmo de reconstrução de imagem usado na TC para tomossíntese. De acordo com a literatura da patente 1 (USP 6.256.370), como mostrado na figura 7, um detector virtual por TC 7002, correspondente a um detector no formação de imagem por TC por feixe de cone, é ajustado. A literatura descreve um método para reconstrução de imagens obtidas pelo detector 7001 para tomossíntese empregando raio-X de uma fonte de raio-X 7000 usando um algoritmo de reconstrução por TC como o método Feldkamp acima, depois de obter temporariamente dados de projeção virtualmente os quais se espera sejam obtidos pelo detector virtual por TC 7002.

Como mostrado na Fig. 7, porém, quando os pixels obtidos pelo detector 7001, que são uniformemente arranjados na tomossíntese, são geometricamente transformados no arranjo do detector virtual por TC 7002, os pixels não são arranjados uniformemente. Por esta razão, os valores de pixels são gerados por interpolação dos valores de pixels nos pontos respectivos com valores de pixels vizinhos.

Porém, esta operação de interpolação corresponde a um filtro de passa-baixa espacial e, por isso, informação de alta frequência é perdida no momento desta transformação geométrica. Como resultado, o tomograma obtido por reconstrução usando o algoritmo de feixe de cone de TC decresce em resolução espacial.

Além disso, a técnica divulgada na literatura patenteada 1 requer um espaço de memória para geometricamente transformar a imagem de TC com feixe cônico e reter a imagem resultante. Além disso, o processo extra, isto é, a transformação geométrica e interpolação, prolonga o tempo de processamento necessário para reconstrução de tomossíntese, cujo mérito reside no tempo curto de processamento. A presente invenção foi sido elaborada levando em conta os problemas acima mencionados, e fornece a técnica para obter um tomograma executando diretamente a retroprojeção sem executar a transformação geométrica de imagens projetadas obtidas por tomossíntese em dados para um detector virtual por TC de feixe cônico. Isto fornece um tomograma por tomossíntese, o qual exibe uma alta resolução espacial e baixa carga de processamento.

De acordo com um aspecto da presente invenção, é provido um aparelho de processamento de imagem que processa uma imagem obtida por fotografia por tomossíntese usando uma fonte de radiação e um detector bidimensional, o método compreendendo: uma unidade de obtenção configurada para obter uma pluralidade de dados de projeção produzidos pelo detector bidimensional na fotografia por tomossíntese; e uma unidade de reconstrução configurada para efetuar processamento de reconstrução analítico de um tomograma de um objeto a partir da pluralidade de dados de projeção obtida pela execução de fotografia por tomossíntese, sem transformar os dados de projeção em dados de projeção virtuais, sobre um plano de detecção por TC virtual ajustado para ficar perpendicular a uma direção de centro da radiação da fonte de radiação.

Outras características da presente invenção se tomarão aparentes pelas seguintes descrições de exemplos de modos de realização (com referência aos desenhos anexos) BREVE DESCRIÇÃO DOS DESENHOS

Fig. 1 é um diagrama em bloco exemplificando o arranjo funcional do aparelho de diagnóstico de tomografia de acordo com um modo de realização da presente invenção: Fig. 2 é um fluxograma mostrando um exemplo do procedimento para o processo de geração de tomograma de acordo com um modo de realização da presente invenção: Fig. 3 é uma vista mostrando um exemplo de coordenadas integrais de convolução no primeiro modo de realização;

Fig. 4 é uma vista exemplificando e explicando a reconstrução bidimensional;

Fig. 5A e 5B são gráficos para a exemplificação e explicação sobre a reconstrução bidimensional;

Fig. 6 é uma vista mostrando um exemplo de coordenadas de retroprojeção do primeiro modo de realização; e Fig. 7 é uma vista mostrando problemas da técnica.

DESCRIÇÃO DOS MODOS DE OPERAÇÃO O aparelho de diagnóstico de tomograma (aparelho de processamento de imagens) e o método para gerar o tomograma, de acordo com um modo de realização da presente invenção, serão descritos abaixo com referência aos desenhos anexos. Fig. 1 é um diagrama em bloco mostrando o arranjo funcional do aparelho de diagnóstico de tomograma de acordo com modo de realização da presente invenção. O aparelho de diagnóstico de tomograma 100 inclui um tubo de raio-X 101 que pode aplicar raio-X em forma de feixe cônico por uma pluralidade de ângulos de irradiação, uma cama 103 no qual o objeto 102 é colocado, e um detector de raio-X 106 que obtém a imagem de raio-X recebendo os raio-X. Neste caso, o detector de raio-X 106 é um detector bidimensional tendo um plano de formação de imagem bidimensional. O tubo de raio-X 101 e o detector de raio-X 106, que detecta os raio-X aplicados pelo tubo de raio-X, são arranjados para ficar um defronte ao outro através do objeto. A unidade de controle do mecanismo 105 controla as posições do tubo de raio-X 101 e o detector de raio-X 106. O aparelho de diagnóstico de tomograma 100 pode efetuar a fotografia por tomossíntese além do formação de imagem simples e formação de imagem de comprimento longo. Neste caso, o formação de imagem simples é um método de formação de imagem pelo qual se obtém uma imagem de raio-X irradiando o objeto com raio-X. Formação de imagem de comprimento longo é um método de formação de imagem de um objeto grande, como todo um corpo, toda coluna vertebral, ou toda uma extremidade inferior, por partes, efetuando uma operação de formação de imagem por uma pluralidade de vezes. A unidade de controle do mecanismo 105 efetua o formação de imagem por uma pluralidade de vezes, enquanto move o tubo de raio-X 101 e o detector de raio-X ao longo de uma região de formação de imagem. Uma imagem de objeto é obtida concatenando-se as imagens obtidas pelo formação de imagem de comprimento longo. Na fotografia por tomossíntese, o aparelho translada pelo menos um do tubo de raio-X 101 e do detector de raio-X 106, enquanto muda a distância entre a posição focal do tubo de raio-X 101 e a posição central do plano de formação de imagem do detector de raio-X 106. Este é um método de formação de imagem para obtenção de uma pluralidade de dados de projeção obtida pelo detector de raio-X 106, fazendo com que o tubo de raio-X 101 aplique raio-X por uma pluralidade de vezes, de acordo com as respectivas irradiações. Movendo-se o tubo de raio-X ou o detector de raio-X 106 pode-se reconstruir um tomograma de formação de imagem de uma região do objeto 102 pelos dados de projeção.

Uma unidade de controle de formação de imagem 104 controla eletricamente o detector de raio-X 106 para obter uma imagem de raio-X.

Uma unidade geradora de raio-X 107 controla eletricamente o tubo de raio-X 101 para gerar raio-X sob uma predeterminada condição. A unidade de controle do sistema de formação de imagem por raio-X 108 controla a unidade de controle do mecanismo 105 e a unidade de controle de imagem 104 para obter uma imagem de raio-X de uma pluralidade de ângulos de irradiação de raio-X. Esta imagem de raio-X representa dados de projeção da região de imagem do objeto 102. A unidade de controle do sistema de formação de imagem por raio-X 108 ainda inclui uma unidade de processamento de imagem 109 e uma unidade de armazenamento de imagens 112, e incorpora um ou uma pluralidade de aparelhos (computadores) de processamento de informação. Cada computador inclui, por exemplo, uma unidade de controle principal como uma CPU e unidade de armazenamento, como memórias ROM e RAM. O computador pode ainda incluir uma unidade de controle gráfico como a GPU, uma unidade de comunicação como a placa de rede, unidade de entrada/saída como teclado, monitor e tela de toque.

Note-se que estes componentes estão conectados entre si através de um bus e são controlados fazendo com que a unidade de controle principal execute o programa armazenado na unidade de armazenamento. A unidade de processamento de imagem 109 processa as imagens (dados de projeção) obtidas pela fotografia por tomossíntese usando o tubo de raio-X 101 e o detector de raio-X 106. A unidade de controle do sistema de formação de imagem por raio-X 108 reconstrói as imagens de raios-raio-X obtidas de acordo com a instrução fornecida pela unidade de controle do sistema de formação de imagem por raio-X 108 para gerar um tomograma. Para esta finalidade, a unidade de processamento de imagem 109 inclui uma unidade de pré-processamento 113, uma unidade de cálculo de coeficiente 114, uma unidade integral de convolução 115, uma unidade de cálculo de peso 116 e uma unidade de retroprojeção 117. A unidade de pré-processamento 113 recebe uma pluralidade de imagens de raio-X (que a seguir serão referidas como “imagens projetadas” ou "dados de projeção”) obtida pela unidade de controle do sistema de formação de imagem por raio-X 108 do detector de raio-X 106 em vários ângulos de irradiação de raio-X, através da unidade de controle de imagem 104. As imagens projetadas passam por correção de defeito, ganham correção ou tratamento similar. As imagens resultantes são de transformações logarítmicas. Isto corrige a irregularidade das irradiações dos raio-X e defeitos dos pixels causados pelo detector de raio-X 106 e pelo tubo de raio-X 101. A unidade de cálculo de coeficiente 114 calcula os coeficientes determinados pelo arranjo geométrico entre os pontos de detecção no detector de raio-X 106 e tubo de raio-X 101. Neste caso, o arranjo geométrico é a relação posicionai relativa e física entre o tubo de raio-X 101 e o detector de raio-X 106, mais especificamente, a relação entre a posição do tubo de raio-X 101 e as posições dos respectivos pixels no plano de imagem do detector de raio-X 106. Uma vez que o arranjo geométrico entre o detector de raio-X 106 e o tubo de raio-X 101 difere para cada operação de imagem, o coeficiente correspondente para cada posição de pixel difere para cada irradiação de raio- X. A unidade integral de convolução 115 efetua uma integral de convolução entre a função do filtro para reconstrução e os produtos dos coeficientes calculados pela unidade de cálculo de coeficiente 114 e os valores de pixel nos pontos de detecção no detector de raio-X 106. A unidade integral de convolução 115 efetua uma integral de convolução nos eixos paralelos para o plano de detecção do detector de raio-X 106. Como o filtro funciona para reconstrução, um filtro de rampa, filtro Shepp & Logan, ou similar, utilizado para reconstrução em geral, pode ser usado. Isto gera uma imagem (imagem filtrada) obtida executando uma filtragem de reconstrução das imagens projetadas. A unidade de cálculo de peso 116 calcula os coeficientes de peso determinados pelo arranjo geométrico, indicando uma relação posicionai relativa entre os pontos de reconstrução da unidade de cálculo de peso 116 e o tubo de raio-X 101. O ponto de reconstrução é um ponto sobre coordenadas tridimensionais tendo, como origem, um isocentro indicando a posição de um pixel de uma imagem projetada quando gerando imagens projetadas que tenham passado pelo processamento de filtragem pela reconstrução. O isocentro é o centro de rotação, onde um eixo de referência (centro do feixe ou centro da irradiação) intersecta quando a direção de irradiação do tubo de raio-X muda. A unidade de cálculo de peso 116 calcula coeficientes de peso de um arranjo geométrico, indicando a relação posicionai relativa entre o tubo de raio-X e os pontos das coordenadas tridimensionais, a qual indica as posições dos pixels das imagens projetadas tendo passado pelo processamento de filtragem, com um centro rotativo onde o centro do feixe intersecta quando a direção de irradiação do tubo de raios-raio-X muda, sendo uma origem. A unidade de retroprojeção 117 executa o processo de retroprojeção para a imagem filtrada calculada pela unidade integral de convolução 115, enquanto multiplica a imagem pelos pesos determinados pelo arranjo geométrico para os pontos recalculados pela unidade de cálculo de peso 116 e o tubo de raio-X. Com esta operação, a unidade de retroprojeção 117 pode reconstruir um tomograma desejado de um objeto, efetuando um processo de reconstrução por retroprojeção filtrada. Note-se que a multiplicação de peso não é essencial para o processo de retroprojeção.

Porém, é possível efetuar a multiplicação de peso para se executar com exatidão a reconstrução de um tomograma (imagens projetadas) de um objeto.

Formulas de coeficientes específicos e cálculos teóricos usados para a reconstrução de um tomograma serão descritos mais adiante.

Um aparelho de diagnóstico de tomograma comum, como o aparelho de TC, difere do aparelho de diagnóstico de tomograma 100, visto que ele captura um tomograma usando um aparelho de formação de imagem comum ou um aparelho fluoroscópico. Por esta razão, o tubo de raio-X 101 efetua formação de imagem em tomo do objeto 102 em ângulo menor do que 180°, por exemplo, cerca de ±40°, enquanto o detector de raio-X 106 desliza em direção horizontal ou é fixo. Isto toma possível capturar o tomograma usando um aparelho comum de formação de imagem capaz de mudar o ângulo de irradiação dentro de predeterminada faixa sem usar os grandes aparelhos de TC e, por isso, pode reduzir enormemente o custo de um aparelho de diagnóstico de tomograma. Além disso, uma vez que é possível efetuar um formação de imagem em pouco tempo e em espaço aberto, a exposição sobre o objeto pode ser reduzida.

Um exemplo de procedimento para o processo de geração de tomograma em um aparelho de diagnóstico de tomograma 100 mostrado na Fig. 1 será descrito a seguir com referência à Fig 2. Primeiramente, na etapa S201, o aparelho de diagnóstico de tomograma 100 obtém imagens projetadas. O aparelho efetua esta operação convertendo em imagem o objeto 102 com raio-X, enquanto muda o ângulo de irradiação dos raio-X do tubo de raio-X 101 de -40° para 40°. Embora seja possível capturar um número arbitrário de imagens, o aparelho pode obter 80 imagens projetadas a 15 FPS em cerca de seis segundos. Embora seja possível estabelecer condições arbitrárias de imagens de raio-X, o aparelho pode converter em imagem o tórax a cerca de 100 kV e cerca de ImAs. Além disso, a distancia entre o detector de raio-X 106 e o tubo de raio-X 101 é definido em cerca de 100 cm a 150 cm a fim de ficarem dentro da faixa ajustada do aparelho fluoroscópico ou aparelho comum de formação de imagem. O tubo de raio-X 101 pode executar uma órbita em arco.

Porém, é difícil do ponto de vista mecânico um aparelho fluoroscópico ou um aparelho normal de formação de imagem executar uma órbita em arco. Neste caso, o aparelho pode efetuar a operação de formação de imagem enquanto o tubo de raio-X 101 se move na direção longitudinal da cama 103 e mudar o ângulo de irradiação de raio-X β. A relação posicionai entre o ângulo de irradiação neste momento e o tubo de raio-X 101 movido é dada pelo tubo de raio-X 101 DtgP, onde D é a distancia entre o ponto focal do tubo de raio-X 101 e o isocentro quando β = 0. O aparelho também traduz o detector de raio-X 106 relativo ao tubo de raio-X 101. A quantidade de tradução nesse momento é dada por Ptgβ, onde P é a distancia entre o isocentro e o centro do detector de raio-X 106. Transladando o detector de raio-X 106 desta forma, pode-se fazer o eixo de referência sempre passar através do centro do detector de raio-X 106, indiferente se a direção de irradiação de raio-X do tubo de raio-X 101 mudar.

Alguns aparelhos fluoroscópicos ou aparelhos comuns de formação de imagem podem não incluir qualquer mecanismo que translade o detector de raio-X 106. Neste caso, fazendo-se o isocentro coincidir com uma posição especifica, por exemplo, a posição central do detector de raio-X 106, pode-se executar a fotografia por tomossíntese mesmo sem transladar o detector de raio-X 106 enquanto o detector de raio-X 106 estiver fixo. Note- se, porém, que se não houver um mecanismo para mover o detector de raio-X 106, a faixa de irradiação de raio-X projeta-se do detector de raio-X 106 à medida que o ângulo de irradiação de raio-X β aumenta. Como consequência, parte de um campo efetivo de visão FOV é perdida, resultando em redução na faixa de um tomograma que possa ser reconstruído. A série de imagens projetadas obtidas na etapa S201 é dada como entrada na unidade de processamento de imagem 109. Primeiramente o aparelho executa o pré-processarnento na etapa S202. Neste caso, o aparelho corrige pixels defeituosos gerados no processo de fabricação do detector de raio-X 106 e pela irregularidade da irradiação causada pelo tubo de raio-X 101. Estes processos podem ser executados da mesma forma que para aqueles normalmente feitos em um detector de raio-X. Além disso, a unidade de processamento efetua a transformação logarítmica indicada pela expressão matemática (1): -log / ..(1), onde I é o valor de um pixel de uma imagem projetada, e log é o logaritmo natural. Com este processamento, um coeficiente de atenuação é adicionado ao valor do pixel de uma imagem projetada. O aparelho reconstrói uma imagem de raio-X com base na aditividade desse coeficiente de atenuação dos raio-X. A unidade de cálculo de coeficiente 114 calcula o coeficiente determinado pelo arranjo geométrico, indicando a relação posicionai relativa entre o tubo de raio-X 101 e os pontos de detecção no detector de raio-X 106 na etapa S203. Mais especificamente, este coeficiente é representado pela -(2) O sistema de coordenadas de reconstrução da Fig. 3 representa a relação entre as respectivas variáveis. Os eixos das coordenadas tridimensionais x, y e z representam o espaço de coordenas da reconstrução possuindo um isocentro como origem. O plano x-z é um plano paralelo ao plano de detecção do detector de raio-X 106 e que passa pelo isocentro 301. O

eixo y é uma perpendicular normal ao plano de detecção do detector de raio-X 106. Assumindo que xt e Zt sejam as coordenadas x- e z- do ponto onde a linha reta 303, conectando um ponto sobre o detector de raio-X 106 a um ponto focal 302 do tubo de raio-X 101, intersecta o plano x-z. O ângulo β, definido pelo eixo y e o eixo de referência do tubo de raio-X 101, é o ângulo de irradiação dos raio-X (ângulo de projeção). A expressão matemática (2) representa o valor do cosseno do ângulo definido pela linha reta 303 e a linha reta 304. A linha reta 304 é a linha que conecta o ponto focal 302 ao ponto onde a linha perpendicular, que se estende de um ponto onde a linha reta 303 intersecta o plano x-z, intersecta o eixo z. Note-se que a expressão matemática (2) expressa especificamente o coeficiente para a execução da presente r invenção. E, portanto, possível usar outros métodos matemáticos para o cálculo de um coeficiente equivalente à expressão matemática (2). Isto é, a presente invenção não se limita ao cálculo empregando a expressão matemática (2). A unidade integral de convolução 115 executa o processo de filtragem,calculando a integral de convolução entre uma função de filtro para reconstrução e o produto do coeficiente fornecido pela expressão matemática (2) e o ponto correspondente no detector de raio-X 106. Mais especificamente, a equação (3) representa este cálculo: *■'(3) onde h [xt’— xt] é uma função do filtro de reconstrução, como um filtro de rampa ou de Shepp & Logan, e q (xt, Zt, β) indica um ponto correspondente no detector de raio-X 106. A integral de convolução na equação (3) representa a integral de convolução uni dimensional sobre o eixo de coordenada do xt paralelo ao detector de raio-X 106. Efetuando-se esta integral de convolução, na etapa S205, dentro do plano de detecção (todas as linhas horizontais (ou linhas verticais)) do detector de raio-X 106, obter-se-á uma imagem filtrada bidimensional G (xt\ ζ*, β), como uma imagem projetada tendo passado pelo processo de filtragem.

Para uma explicação intuitiva do processamento integral de convolução pela expressão matemática (2) e equação (3), ã reconstrução bidimensional será descrita com referência às Fig. 4, 5A, e 5 B. Normalmente, a fim de efetuar matematicamente uma reconstrução exata por retroprojeção, é necessário a obtenção dos dados de projeção p (f, Θ) no eixo t, repetindo-se o escaneamento paralelo enquanto linearmente alinhamos e giramos os raio- X, como mostrado na Fig. 4. É possível reconstruir os dados de projeção, obtidos desta forma, aplicando-se a equação (4): "(4) A equação 4 é obtida por equivalentemente transformar a Transformada de Radon como uma forma de princípio de formula para reconstrução de TC. Neste caso, h (t — t’) representa a função do filtro para reconstrução.

Porém, o método acima efetua escaneamento paralelo e rotação mais exata repetidamente e, por isso, leva-se muito mais tempo para obter dados, resultando na exposição do objeto a radiação alta. Presentemente, portanto, esta técnica é raramente usada para TC por raio-X para fins médicos.

Sob estas circunstancias, hoje em dia é mais popular o uso de feixe em leque ou feixe de cone para gerar tomogramas bi ou tridimensionais por TC sem efetuar o escaneamento paralelo. A reconstrução por retroprojeção filtrada, usando um feixe em leque ou um feixe em cone, é efetuada com a equação de transformação (4) de conformidade com um feixe em leque ou um feixe em cone, a fim de possibilitar uma reconstrução direta. Portanto, a presente invenção fornece a técnica de obter diretamente um tomograma pela equação de transformação (4) de conformidade com a tomossíntese com feixe em leque ou feixe em cone, sem executar a transformação geométrica para CP de feixe cônico e o processo de interpolação que a acompanha, como na literatura de patente 1. A equação (3), proposta neste modo de realização, é a fórmula obtida multiplicando-se os dados de projeção fornecidos pela equação (4) pela expressão matemática (2) e substituindo-se o eixo t’ da integral de convolução pelo xt. Como descrito acima, a expressão matemática (2) representa o valor de cosseno do ângulo definido pelas linhas retas 303 e 304. A Fig. 5A permite,intuitivamente, compreender isso. O objeto 501 na Fig. 5A tem uma espessura de 1 e coeficiente de atenuação do raio-X a. Escaneando-se este objeto com feixes paralelos como mostrado na Fig. 4, obteremos uma distribuição uniforme como uma imagem projetada 502. A equação (5) representa a atenuação do raio-X dentro de uma substância. Efetuando-se a transformação logarítmica representada pela equação (1), podemos obter a distribuição dos coeficientes de atenuação. I = e'a ...(5) Por outro lado, como mostrado na Fig. 5B, as imagens projetadas obtidas usando o feixe em leque, incluindo os raios que não são paralelos, exibem uma distribuição arqueada como indicada para referência com o número 503. Isto se devendo a um feixe periférico 504 passar através do objeto 501 por um caminho maior do que o feixe central 505 por l/coscj).

Portanto, a atenuação do raio-X na substância é dada por ...(6) Obviamente, com esta equação é possível obter uma distribuição apropriada de coeficientes de atenuação, efetuando-se a transformação logarítmica representada pela equação (1) primeiro e, depois, multiplicando-se o dado resultante pelo cos<|). Fig. 5B mostra um exemplo simples usando o feixe em leque para mostrar uma representação intuitiva.

Uma idéia similar serve para o processamento usando um feixe de cone ou tomossíntese. Na pratica, no processo da equação de transformação (4) em uma formula adequada para uma reconstrução direta de tomossíntese, a equação (3) (onde zt = 0) é matematicamente derivada.

Embora a descrição acima tenha sido feita sobre uma reconstrução de TC bidimensional teórica obtida da Transformada de Randon bidimensional, e da transformação da teoria em um algoritmo de reconstrução de tomossíntese, a extensão do algoritmo para um algoritmo tridimensional pode obter uma fórmula de reconstrução de tomossíntese. É possível se efetuar uma extensão para o algoritmo tridimensional de acordo com a Transformada de Radon tridimensional, com base na teoria ou por derivação de uma fórmula tridimensional de uma fórmula bidimensional com um feixe em cone, sendo considerado como um conjunto de uma pluralidade de feixes de cone, como o algoritmo de reconstrução por TC de feixe de cone de Feldkamp.

Se o aparelho não tiver processado todas as linhas das etapas S203 e S205 (NÃO, na etapa 206), o processo avança para o processamento da linha seguinte (S204), para executar o processamento do calculo de coeficiente (S203) e o processamento da integral de convolução (S205) até que estes processos tenham sido aplicados a todas as linhas. Aplicando-se o coeficiente de cálculo (S203) e a integral de convolução (S205), obtém-se uma imagem filtrada bidimensional G (xt, zt, β). É possível se obter um tomograma efetuando retroprojeções na etapa (S208) para a imagem filtrada bidimensional G (xt, Zt, β), obtida aplicando-se os processos das etapas S203 e S205 a todas as linhas. O aparelho efetua retroprojeções na etapa S208, enquanto multiplica a imagem filtrada pelo calculado na etapa S207. Na etapa S207, o aparelho calcula o coeficiente de peso. Este peso é determinado pelo arranjo geométrico de tomossíntese dos pontos de reconstrução e do tubo de raio-X, e é especificamente representado pela expressão matemática (7): A Fig. 6 é uma vista esquemática do processamento de retroprojeções. O número de referência 602 indica um tomograma gerado por reconstrução de tomossíntese. O símbolo de referência y denota um vetor tridimensional, indicando um ponto de reconstrução 601 no tomograma 602 tendo como origem um isocentro. O número de referência 603 indica o ponto focal do tubo de raio-X que translada; e 604, um detector de raio-X que se move junto com o ponto focal 603. O símbolo j> indica uma unidade de vetor ao longo do eixo de referência (centro do feixe) do tubo de raio-X. A multiplicação do coeficiente de peso calculado pela expressão matemática (7), no momento da retroprojeção, fornecerá a formula de reconstrução associada ao ângulo de irradiação dos raio-X do tubo de raio-X 101 e à coordenada do eixo xt paralelo ao plano de detecção do detector de raio-X 106 transladado (ou fixo). Isto toma possível efetuar uma reconstrução direta de dados de imagem de tomossíntese.

Finalmente, é possível executar a reconstrução direta de tomossíntese efetuando-se retroprojeções na etapa S208, obtendo-se, assim um tomograma. Na retroprojeção na etapa S208, o aparelho efetua integração dentro da faixa de ângulos de irradiação do tubo de raio-X, enquanto multiplica o valor de pixel correspondente da imagem filtrada pelo peso calculado pela expressão matemática (7). Mais especificamente, esta operação é representada por onde pm é o ângulo máximo de irradiação de raio-X, - Pm é o ângulo mínimo de irradiação, ef(y)éo valor do pixel do tomograma. Isto é, o aparelho efetua retroprojeção de tomossíntese efetuando a soma dos valores de pixel, em pontos onde as linhas retas conectam as posições y do tomograma, e o ponto focal 603 do tubo de raio-X intersecta o detector de raio-X 604, com relação a todos os ângulos de projeção p. Note-se, porém, que os valores de pixel obtidos pelo detector de raio-X 604 são aqueles que passaram pela filtragem através da equação (3) na etapa S205. O aparelho efetua essa soma enquanto multiplica cada valor de pixel pelo peso decidido pelo arranjo geométrico de tomossíntese, calculado pela equação (7) na etapa S207.

Esta equação é uma equação para projeção de dados de reconstrução com base no algoritmo de reconstrução, transformando o eixo de convolução no algoritmo de reconstrução por TC de filtro de feixe de cone de Feldkamp, no eixo do plano paralelo ao detector bidimensional. Esta equação é, também, uma equação para reconstrução direta de um valor de pixel em cada ponto de reconstrução de um plano paralelo ao detector de raio-X 106. A equação é designada para aplicar diretamente o algoritmo de reconstrução aos dados de projeção obtidos pelo detector de raio-X 106 sem o processo de interpolação. Isto toma possível efetuar diretamente a reconstrução de tomossíntese sem efetuar a transformação geométrica de um arranjo geométrico de TC de feixe cônico e a interpolação que a acompanha, como descrito na literatura de patente 1. A equação (8) é destinada a efetuar o processo de retroprojeções, enquanto multiplica uma imagem G filtrada, obtida pela equação (3), pelo coeficiente decidido pelo arranjo geométrico de tomossíntese. Usando a equação (8), o tomograma pode ser obtido reconstruindo-se diretamente os dados de projeção reais sem obter dados de projeção virtuais do detector de TC virtual pela transformação dos dados de projeção obtidos por um detector real, como descrito na literatura de patente 1.

Quando, por exemplo, ao se efetuar fotografia por tomossíntese para uma região de tórax como região de formação de imagem, é possível converter em imagem uma estrutura localizada profundamente no osso estemo difícil de ser verificada pela operação de formação de imagem normal. Isto toma possível efetuar a reconstmção sem efetuar o processo de interpolação, adicionando-se pixels adjacentes na transformação, obtendo-se, desse modo, um tomograma, cuja qualidade de imagem é melhorada enquanto um aumento na carga de processamento é suprimido.

De acordo com a presente invenção, é possível se obter um tomograma efetuando-se diretamente uma retroprojeção filtrada, sem executar a transformação geométrica das imagens projetadas obtidas pela tomossíntese em um arranjo de TC de feixe cônico. Isto toma possível fornecer um tomograma por tomossíntese com uma resolução espacial maior, em um tempo de processamento menor do que na técnica anterior.

Um modo de realização típico da presente invenção foi descrito acima. Porém, a presente invenção não se limita ao modo de realização descrito acima e mostrado nos desenhos anexos, e pode ser modificada e executada conforme necessário dentro do espírito e escopo da invenção. Por exemplo, a presente invenção pode abranger modos de realização como um sistema, aparelho, método, programa, meio de armazenamento, e similares. Mais especificamente, a presente invenção pode ser aplicada a um sistema incluindo uma pluralidade de dispositivos, ou a um aparelho incluindo um único dispositivo.

Note-se que este aparelho pode, adicionalmente, incluir uma unidade de vídeo, que mostra o tomograma obtido, e uma unidade de controle de vídeo, além dos componentes exemplificados acima.

De acordo com o exemplo acima, o aparelho efetua o calculo com base na equação teórica (8). Obviamente, porém, é possível efetuar discretização com base na equação teórica (8), acompanhando o processo pelo computador digital. Neste caso, de acordo com a equação (3), o processamento de sintetização de filtragem é computação de convolução. Note-se que, quando um computador digital processa outra formula além da equação (8), erros, devidos ao processo de cálculo usando valores digitais e erros de aproximação,devidos à quantidade de cálculo e por outras razões, são admitidos.

No caso acima, a unidade de processamento de imagem 109 efetua o processo de reconstrução. Porém, um único aparelho de processamento de imagens pode executar esse processamento ou um sistema constituído de uma pluralidade de aparelhos pode efetuar o processamento com funções distributivas.

No caso acima, o aparelho usa uma fonte de raio-X para gerar raio-X em forma de feixe de cone. Porém, a presente invenção não está limitada a isto, e os raios-X podem ser formados em uma pirâmide quadrangular dependendo da forma de um batente. O caso acima exemplificou formação de imagem por raio-X.

Porém, a presente invenção pode ser aplicada a outros tipos de radiografia. O processo de reconstrução divulgado acima é uma das técnicas de processo de reconstrução analítico.

Como descrito acima, de acordo com o modo de realização, a unidade de pré-processamento 113 ou a unidade de obtenção (não mostrada) da unidade de processamento de imagem 109 obtém uma pluralidade de dados de projeção que o detector bidimensional produz com a fotografia por tomossíntese. A unidade de processamento de reconstrução, constituída pela unidade de cálculo de coeficiente 114, unidade de cálculo de peso 116 e unidade de retroprojeção 117 (unidade de processamento de retroprojeção), reconstrói um tomograma de um objeto efetuando o processamento de retroprojeção, sem transformar a pluralidade de dados de projeção obtidos pela fotografia por tomossíntese em dados de projeção virtual em um plano de detecção virtual por TC que é virtualmente definido para ficar perpendicular à direção do centro de irradiação do tubo de raio-X 101.

Isto toma possível a execução da reconstrução diretamente, sem efetuar processo de interpolação adicionando-se pixels adjacentes na transformação, obtendo-se, assim, um tomograma, cuja qualidade de imagem é melhorada enquanto um aumento na carga de processamento é suprimida. A unidade integral de convolução 115 também sintetiza um filtro de reconstrução com os dados de projeção acima. A unidade de retroprojeção 117 efetua o processamento de retroprojeção. Isto pode obter um tomograma diretamente efetuando uma retroprojeção filtrada, sem efetuar a transformação geométrica das imagens projetadas obtidas por tomossíntese em um arranjo de TC de feixe cônico. Isto toma possível fornecer um tomograma por tomossíntese com resolução espacial maior em um tempo menor de processamento do que a técnica anterior.

Uma vez que uma formula de reconstrução obtida pela transformação de uma formula teórica, como a do método de Feldkamp, é usada, é possível usar diretamente um filtro de rampa, de Sheep & Logan, ou outro filtro de reconstrução usado para reconstrução de fotografia por TC. Obviamente, é também possível usar um filtro para tomossíntese se considerada uma carência de ângulo de irradiação acompanhando a fotografia.

Embora a presente invenção tenha sido descrita com referência a exemplos de modos de realização, deve-se compreender que a invenção não se limita a estes exemplos de modos de realização ilustrados. Ao escopo das seguintes reivindicações deve-se conferir uma ampla interpretação, a fím de abranger todas as modificações e estruturas e funções equivalentes.

Claims (16)

1. Aparelho de processamento de imagem, que processa uma imagem obtida pela fotografia por tomossíntese pelo uso de uma fonte de radiação e um detector bidimensional, caracterizado pelo fato de compreende: uma unidade de obtenção configurada para obter uma pluralidade de dados de projeção produzidos pelo detector bidimensional na fotografia por tomossíntese; e uma unidade de reconstrução configurada para efetuar processamento de reconstrução analítico de um tomo grama de um objeto a partir da pluralidade de dados de projeção obtida pela fotografia por tomossíntese sem transformar os dados de projeção em dados de projeção virtuais sobre um plano de detecção por TC virtualmente ajustado para ficar perpendicular a uma direção de centro de radiação da fonte de radiação.

2. Aparelho de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de a mencionada unidade de reconstrução efetuar processamento de retroprojeção pela sintetização de um filtro de reconstrução com os dados de projeção.

3. Aparelho de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de a mencionada unidade de reconstrução efetuar processamento de reconstrução com base em uma relação de arranjo entre a mencionada fonte de radiação e uma posição sobre o detector bidimensional que corresponde a cada valor de pixel da pluralidade de dados de projeção.

4. Aparelho de acordo com reivindicação 3, caracterizado pelo fato de a mencionada unidade de reconstrução efetuar processamento de retroprojeção com base na relação de arranjo entre a pluralidade de dados de projeção e um filtro de reconstrução.

5. Aparelho de acordo com reivindicação 4, caracterizado pelo fato de a mencionada unidade de reconstrução efetuar processamento de retroprojeção por sintetizar o filtro de reconstrução com os dados de projeção, enquanto multiplica um primeiro coeficiente determinado pela relação de arranjo, e multiplica os dados sintetizados por um segundo coeficiente determinado pela relação de arranjo.

6. Aparelho de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de a mencionada unidade de reconstrução não efetuar processamento de interpolar um pixel virtual no detector virtual pela adição de valores de pixel em posições próximas aos dados de projeção, cujo processamento é efetuado devido à projeção do detector virtual sobre um sistema de coordenadas.

7. Aparelho de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de a mencionada unidade de reconstrução aplicar diretamente o algoritmo de reconstrução aos dados de projeção obtidos pelo detector bidimensional.

8. Aparelho de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de a mencionada unidade de reconstrução reconstruir diretamente um valor de pixel a cada ponto de reconstrução de um plano paralelo ao detector bidimensional.

9. Aparelho de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de a mencionada unidade de reconstrução reconstruir os dados de projeção com base em um algoritmo de reconstrução obtido por transformar um eixo de convolução de filtro em um algoritmo de reconstrução por TC de feixe de cone de Feldkamp em um eixo de um plano paralelo ao detector bidimensional.

10. Aparelho de acordo com reivindicação 1, caracterizado pelo fato de a fotografia por tomossíntese ser efetuada por formação de imagem por uma fonte de radiação e um detector bidimensional tendo um plano de formação de imagem bidimensional, e ser um método de formação de imagem de fazer com que a fonte de radiação aplique radiação por uma pluralidade de vezes enquanto muda uma distância entre uma posição focal da fonte de radiação e uma posição central do plano de formação de imagem e mover pelo menos um dentre fonte de radiação e detector de radiação, e obter uma pluralidade de dados de projeção obtida pelo detector bidimensional de acordo com as respectivas radiações.

11. Aparelho de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de compreender adicionalmente uma unidade de controle de exibição configurada para fazer com que a unidade de exibição exiba o tomograma reconstruído do objeto.

12. Aparelho de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de compreender adicionalmente uma unidade de computação configurada para efetuar computação com base em uma equação dada abaixo:

13. Aparelho de acordo com a reivindicação 12, caracterizado pelo fato de a mencionada unidade de computação efetuar computação pela discretização da equação.

14. Método de processamento de imagem, para processar uma imagem obtida por fotografia por tomossíntese pelo uso de uma fonte de radiação e um detector bidimensional, o método caracterizado pelo fato de compreender: uma etapa de obtenção para obter uma pluralidade de dados de projeção produzidos pelo detector bidimensional na fotografia por tomossíntese; e uma etapa de reconstrução para reconstruir um tomograma de um objeto pela execução de processamento de reconstrução analítico usando os dados de projeção sem transformar a pluralidade de dados de projeção obtida pela fotografia por tomossíntese em dados de projeção virtuais sobre um plano de detecção por TC virtualmente estabelecido para ser perpendicular a uma direção de centro de irradiação da fonte de radiação.

15. Método de acordo com a reivindicação 14, caracterizado pelo fato de, na etapa de reconstrução, o processamento de retroprojeção ser efetuado pela sintetização de um filtro de radiação com os dados de projeção.

16. Método de acordo com a reivindicação 14, caracterizado pelo fato de, na reconstrução, processamento de reconstrução ser efetuado pelo uso de um algoritmo de reconstrução obtido pela transformação de um eixo de síntese entre os dados de projeção e um filtro de reconstrução em um algoritmo de reconstrução de feixe de cone de Feldkamp em um eixo paralelo ao detector bidimensional.