CN106999132A - 用于医学x射线图像中的信号补偿的设备及方法 - Google Patents
用于医学x射线图像中的信号补偿的设备及方法 Download PDFInfo
- Publication number
- CN106999132A CN106999132A CN201580065621.0A CN201580065621A CN106999132A CN 106999132 A CN106999132 A CN 106999132A CN 201580065621 A CN201580065621 A CN 201580065621A CN 106999132 A CN106999132 A CN 106999132A
- Authority
- CN
- China
- Prior art keywords
- ray
- image
- exposure
- ghost images
- subsequent
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 36
- 230000000007 visual effect Effects 0.000 claims description 5
- 238000004590 computer program Methods 0.000 claims description 3
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims description 2
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 11
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 10
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 5
- 230000006870 function Effects 0.000 description 5
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 4
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 3
- 230000003446 memory effect Effects 0.000 description 3
- 238000005457 optimization Methods 0.000 description 3
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 3
- 238000002601 radiography Methods 0.000 description 3
- 230000004044 response Effects 0.000 description 3
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 2
- 230000000875 corresponding effect Effects 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 230000006872 improvement Effects 0.000 description 2
- 230000008569 process Effects 0.000 description 2
- 230000026954 response to X-ray Effects 0.000 description 2
- TVEXGJYMHHTVKP-UHFFFAOYSA-N 6-oxabicyclo[3.2.1]oct-3-en-7-one Chemical compound C1C2C(=O)OC1C=CC2 TVEXGJYMHHTVKP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 241000208340 Araliaceae Species 0.000 description 1
- 235000005035 Panax pseudoginseng ssp. pseudoginseng Nutrition 0.000 description 1
- 235000003140 Panax quinquefolius Nutrition 0.000 description 1
- 210000001015 abdomen Anatomy 0.000 description 1
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 1
- 238000007796 conventional method Methods 0.000 description 1
- 230000002079 cooperative effect Effects 0.000 description 1
- 238000002059 diagnostic imaging Methods 0.000 description 1
- 230000008034 disappearance Effects 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 238000002594 fluoroscopy Methods 0.000 description 1
- 235000008434 ginseng Nutrition 0.000 description 1
- 239000000463 material Substances 0.000 description 1
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 230000000149 penetrating effect Effects 0.000 description 1
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 1
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 1
- 239000007787 solid Substances 0.000 description 1
- 238000010998 test method Methods 0.000 description 1
- 230000036962 time dependent Effects 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
- A61B6/5258—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
- H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
- H04N25/60—Noise processing, e.g. detecting, correcting, reducing or removing noise
- H04N25/62—Detection or reduction of noise due to excess charges produced by the exposure, e.g. smear, blooming, ghost image, crosstalk or leakage between pixels
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
- H04N5/00—Details of television systems
- H04N5/30—Transforming light or analogous information into electric information
- H04N5/32—Transforming X-rays
Landscapes
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Multimedia (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- Pathology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Measurement Of Radiation (AREA)
Abstract
本发明涉及一种用于医学X射线图像中的信号补偿的设备(100)。所述设备(100)包括：生成模块(10)，其被配置为基于在多个X射线曝光中的最后的X射线曝光之后的X射线探测器读出来生成X射线鬼影图像；缩放模块(20)，其被配置为将所述X射线鬼影图像缩放为经缩放的X射线鬼影图像；以及相减模块(30)，其被配置为从在所述多个X射线曝光中的相应的随后的X射线曝光期间记录的任何随后的X射线图像减去所述经缩放的X射线鬼影图像。
Description
技术领域
本发明涉及医学X射线图像中由平板X射线探测器引起的信号的补偿。具体而言，本发明涉及用于这样的信号补偿的设备和方法。
背景技术
US 2012/0138808 A1描述了一种X射线探测器和一种用于控制X射线探测器的方法，所述方法通过使用X射线图像和暗图像来补偿图像拖影(lag)，其中，所述暗图像是单独地提供的。可以通过增加图像拖影补偿的精度来减少X射线扫描的待机时间。
US 7277568 B2描述了一种用于抑制X射线图像中的鬼影图像伪迹的方法。按照时间顺序，通过插入至少一个固态探测器来生成一个或多个物体的多个X射线图像，以响应于入射X射线辐射而生成可见图像。根据每幅生成的X射线图像，电子地减去先前确定的校正图像。
US 6895077 B2描述了一种用于身体组织的X射线荧光透视成像的系统，其中，使用闪烁屏和电荷耦合器件CCD来对选定的组织进行成像。X射线源生成穿过对象的身体的区域的X射线，从而形成到达闪烁屏的X射线图像。
US 2010/0006767 A1公开了一种射线照相成像系统，其被配置为在图像拼接流程期间采用多个暗图像来抑制鬼影图像伪迹。
US 2007/0291900 A1公开了一种用于采用多个暗图像来抑制鬼影图像伪迹的方法。
当利用平板探测器执行放射照相成像时，X射线曝光之间的高X射线剂量和短时间可能导致可见的记忆伪迹(“拖影”或“鬼影”)，因为已知的偏移校正方法表现不佳。残留信号的可见性，即高剂量X射线曝光后的鬼影，是平板X射线探测器中公知的问题。常规的方法建议通过从患者的图像中减去在X射线曝光后通过X射线探测器读出获得的偏移图像来补偿鬼影。
发明内容
能够需要改进医学X射线或X射线照相图像中由平板X射线探测器引起的信号的补偿。
这些需要通过独立权利要求的主题来满足。根据从属权利要求和以下描述，另外的示范性实施例是明显的。
本发明的一个方面涉及一种用于医学X射线图像中的信号补偿的设备。所述设备包括：生成模块，其被配置为基于在多个X射线曝光中的最后的X射线曝光之后的X射线探测器读出来生成X射线鬼影图像；缩放模块，其被配置为将所述X射线鬼影图像缩放为经缩放的X射线鬼影图像；以及相减模块，其被配置为从在所述多个X射线曝光中的相应的随后的X射线曝光期间记录的任何随后的X射线图像减去所述经缩放的X射线鬼影图像。
如由本发明使用的术语“随后的X射线曝光”可以指在第一X射线曝光之后执行的多个X射线曝光中的任何X射线曝光，直到并包括所述多个X射线曝光中的最后的X射线曝光。
如由本发明使用的术语“随后的X射线图像”可以指在第一X射线图像之后记录的多幅X射线图像中的任何X射线图像，直到并且包括(但不超过)的所述多幅X射线图像中的最后的X射线图像。
如由本发明使用的术语“X射线鬼影图像”可以指第一(或更一般地，先前)X射线图像的任何复制，并且其由于任何图像传感器记忆效应而被叠加在第二(或更一般地，随后的)X射线图像的顶部上。例如，落在半导体图像传感器上的具有高亮度水平的X射线图像的电标志(signature)可以保持嵌入在随后采集的图像的随后读出电标志中。图像传感器中剩余的先前感测到的图像的电标志可以被称为“鬼影伪迹”或“鬼影图像”或记忆效应。
本发明所使用的术语“缩放X射线鬼影图像”可以是利用一个或多个因子来对信号或图像数据的形式的X射线鬼影图像进行缩放。这样的因子可以依赖于X射线探测器的之前和之前读出之间的时间间隔，或者可以依赖于通过连续X射线曝光的时间点建立的时间间隔。备选地，可以通过使用图像方差的最小化的准则或两者的任何组合来确定因子。
本发明有利地提出了使补偿依赖于残余信号的时间依赖的衰变。本发明有利地提出了生成X射线鬼影图像而不是偏移图像，以缩放鬼影图像，并且从患者的图像减去经缩放的X射线鬼影图像。因此，本发明有利地绕过(i)曝光的图像的X射线探测器的时间处的偏移或拖影值与(ii)暗图像或偏移图像的X射线探测器读出的时间处的偏移或拖影值之间的失配。
本发明的另外的有利实施例由从属权利要求表示。在本发明的示范性实施例中，所述生成模块还被配置为基于在所述多个X射线曝光中的第一X射线曝光之前的X射线探测器读出来生成所述X射线鬼影图像。该实施例有利地允许通过从X射线曝光之后进行的探测器读出减去在X射线曝光之前进行的探测器读出来获得这样的X射线鬼影图像。该相减将精确地产生在执行曝光之后的读出的时间点处的残留信号。
在本发明的另一示范性实施例中，相减模块还被配置为从在第一X射线曝光期间记录的第一X射线图像和/或任何随后的X射线图像减去在所述第一X射线曝光之前的X射线探测器读出。该实施例有利地允许这样的第一和任何这样的随后的X射线图像类似于X射线鬼影图像针对偏移被校正。
本发明的另一示范性实施例提出了应用到X射线鬼影图像的流程，以最佳地移除伪迹，尤其是关于连续X射线图像的记录之间的时间段。对伪迹进行测量并进行最佳缩放，使得得到的图像包含最小的伪迹残留。
在本发明的另一示范性实施例中，所述缩放模块被配置为采用基于(i)最后的X射线曝光之后的X射线探测器读出与第一X射线曝光之间的时间段和/或(ii)第一X射线曝光与任何随后的X射线曝光之间的时间段的缩放。例如，实际时间段-可以是达到5秒的时间段，达到30秒的时间段、或者达到120秒的时间段。这有利地允许根据图像采集的个体计时对伪迹校正的最佳调整。
在本发明的另一示范性实施例中，所述缩放模块被配置为采用基于在(i)最后的X射线曝光之后的X射线探测器读出与第一X射线曝光之间的时间段和/或(ii)第一次X射线曝光和第二X射线曝光之间的时间段的缩放。
在本发明的另一示范性实施例中，所述缩放模块被配置为采用基于至少一幅(即，一幅或多幅)随后的X射线图像的计算的图像方差的最小化的缩放来缩放X射线鬼影图像。此处，术语“图像方差”可以指邻近像素内的方差，例如在围绕特定位置或特定像素的像素的正方形阵列内的。这有利地允许用于减少患者的X射线图像上的伪迹和信号拖影的安全可靠的方法。
在本发明的另一示范性实施例中，所述缩放模块被配置为采用针对每幅随后的X射线图像不同的缩放来缩放所述X射线鬼影图像。该实施例有利地实现了朝向每幅随后的X射线图像定制的缩放。
本发明的另一示范性实施例允许通过在先前图像中检测将在随后的图像中引起记忆效应的高剂量区来获得这样的X射线鬼影图像。该检测可以例如通过对先前图像中的像素值进行阈值化来执行。本发明有利地在利用平板X射线探测器记录或采集放射照相图像时被采用，其中，使用高剂量，并且短的时间，例如小于5秒，小于30秒或小于120秒，在两幅图像的X射线曝光之间被给出，其中，X射线曝光可以导致记忆伪迹(也称为拖影)的可见性，因为已知的偏移校正方法不允许减去这些伪迹。
由于拖影信号随时间的快速衰变，在曝光图像的读出的时间处与最后的X射线曝光之后的X射线探测器读出的时间处的偏移值之间存在不匹配。拖影信号的衰变可以是5秒或30秒或120秒的时间尺度的或可比较的数量级的。衰变可以通过指数衰变函数，双曲线衰变函数或多项式函数来描述。拖影信号可以与时间成反比或者成准反比。
根据本发明的示范性实施例，所述相减模块被配置为从随后利用可移动平板X射线探测器采集的任何随后的X射线图像减去经缩放的X射线鬼影图像。
根据本发明的示范性实施例，所述相减模块被配置为通过使用至少一个缩放因子来从任何随后的X射线图像减去经缩放的X射线鬼影图像。
根据本发明的另外的第二方面，提供了一种医学成像系统，其包括平板X射线探测器和根据第一方面的设备或根据本发明的第一方面的任何实施方式的设备。
根据本发明的示范性实施例，平板X射线探测器是可移动平板X射线探测器。
根据本发明的示范性实施例，所述医学成像系统被配置为通过将具有交叠视场的多幅图像组合来执行图像拼接，以产生接合的图像。
根据本发明的另外的第三方面，提供了一种用于医学X射线图像的信号补偿的方法。该方法包括：借助于生成模块基于在多个X射线曝光中的最后的X射线曝光之后的X射线探测器读出来生成X射线鬼影图像的步骤；借助于缩放模块来将所述X射线鬼影图像缩放为经缩放的X射线鬼影图像的步骤；以及借助于相减模块来从在所述多个X射线曝光中的相应的随后的X射线曝光期间记录的任何随后的X射线图像减去所述经缩放的X射线鬼影图像的步骤。
本发明的另外的有利实施例由从属权利要求表示。
在本发明的另一示范性实施例中，生成的步骤还被配置用于基于在所述多个X射线曝光中的第一X射线曝光之前的X射线探测器读出来生成所述X射线鬼影图像。
本发明的另一示范性实施例还包括用于借助于所述相减模块从在所述第一X射线曝光期间记录的第一X射线图像和/或从任何随后的X射线图像减去在所述第一X射线曝光之前的X射线探测器读出的步骤。
在本发明的另一示范性实施例中，采用基于至少一幅(即，一幅或多幅)随后的X射线图像的计算的图像方差的最小化的缩放来执行缩放的步骤。
执行本发明的方法的计算机程序可以被存储在计算机可读介质中。计算机可读介质可以是软盘、硬盘、CD、DVD、USB(通用串行总线)存储设备、RAM(随机存取存储器)、ROM(只读存储器)和EPROM(可擦可编程只读存储器)。计算机可读介质还可以是数据通信网络，例如因特网，其允许下载程序代码。
本文中所描述的方法、系统和设备可以被实施为在数字信号处理器DSP、在微控制器或者在任何其他旁处理器中的软件，或者被实施为专用集成电路(简称为ASIC)内的硬件电路。
能够以数字电子电路或者以计算机硬件、固件、软件或者其组合，例如，以医学设备的可用硬件或者以专用于处理本文中所描述的方法的新硬件来实施本发明。
附图说明
通过参考以下示意图，本发明的更完整的认识以及其优势将被更清楚地理解，附图不是按比例绘制的，其中：
图1示出了用于解释本发明的临床拼接横向脊柱X射线曝光中的拖影可见性的示意图像；
图2示出了拼接X射线图像，其中第一幅是以现状方法记录的，并且其中第二幅是利用根据本发明的方法记录的；
图3示出了根据本发明的示范性实施例的用于信号补偿的设备的示意图；
图4示出了根据本发明的示范性实施例的医学成像系统的示意图；
图5示出了根据本发明的另一示范性实施例的用于信号补偿的方法的示意性流程图；
图6示出了用于解释本发明的具有记录图像的时间点的指示的时序图；
图7示出了根据本发明的示范性实施例的用于图像处理的过程的示意性流程图；
图8示出了根据本发明的另一示范性实施例的用于图像处理的过程的示意性流程图；
图9示出了根据本发明的示范性实施例的显示图像方差对缩放因子的示意图；并且
图10示出了用于解释本发明的具有由高剂量曝光引起的拖影信号的时间衰变的图。
具体实施方式
附图中的图示纯粹是示意性的，并非旨在提供缩放关系或尺寸信息。在不同的附图中，相似的或相同的元件被提供有相同的附图标记。通常，相同的部分、单元、实体或步骤在说明中被提供有相同的附图标记。
图1示出了用于解释本发明的临床拼接横向脊柱X射线曝光中的拖影可见性的两幅示意图像。图1示出了临床范例。在图1的右图的上部，存在导致如下方呈现的伪迹的身体轮廓，所述伪迹由于执行了图像拼接而呈现出来。如图1左图所示，由于图像的记录，在上部中暴露于高X射线剂量直接辐射的区导致在X射线下部的X射线图像的下部中的图像部分IS中的伪迹AF，所述下部随后被记录。亦即：肩部的轮廓出现在图像的腹部区中，作为X射线鬼影图像或伪迹AF，如也在图1的右图中更加强调地示出的。
图2示出了用于解释本发明的利用不同方法记录的拼接X射线图像。图2示出了本发明在拼接X射线图像上的效应。图2中的左图示出了针对医学成像系统的现状。在第一图像中存在锐利剂量转变，其导致第二图像的图像部分IS内的鬼影伪迹AF。伪迹AF是由于位置标记PM引起的锐利对比变化。图2的右侧图像描绘了与左侧图像相同的场景，然而，使用如由本发明提供的经缩放的鬼影校正进行了校正，并且示出了减少的或消失的伪迹。
图3示出了根据本发明的示范性实施例的用于信号补偿的设备的示意图。用于信号补偿的设备100可以包括生成模块10，缩放模块20和相减模块30。生成模块10可以被配置为基于在X射线曝光之前的探测器读出和/或在X射线曝光之后的探测器读出来生成X射线鬼影图像。缩放模块20可以被配置为将X射线鬼影图像缩放为经缩放的鬼影图像。相减模块30可以被配置为从X射线曝光期间记录的患者的X射线图像减去经缩放的X射线鬼影图像。
图4示出了根据本发明的示范性实施例的医学成像系统的示意图。医学成像系统200可以包括平板X射线探测器150和用于信号补偿的设备100。医学成像系统200可以是数字射线照相系统。数字射线照相使用数字X射线探测器，也称为平板X射线探测器。医学成像系统200的数字X射线探测器通常可以在暴露于大于100μGy的区中示出显着的拖影信号，这样的曝光水平在拼接曝光中频繁发生。
本发明有利地提供了中端和低端探测器的硬件保持尽可能简单，这意味着用于减少拖影的硬件设备被省略。因此，本发明有利地应用强大的图像处理算法以减少拖影可见性。此处提出的拖影信号的缩放实现显着的改进。
图5示出了根据本发明的另一示范性实施例的用于信号补偿的方法的示意性流程图。作为该方法的第一步，执行借助于生成模块10基于在X射线曝光之前的探测器读出和/或基于在X射线曝光之后的探测器读出来生成S1X射线鬼影图像。作为该方法的第二步，可以实行借助于缩放模块20将X射线鬼影图像缩放S2成经缩放的X射线鬼影图像。作为该方法的第三步骤，可以执行借助于相减模块30来从记录的患者的X射线图像减去S3所述经缩放的X射线鬼影图像。
用于信号补偿的方法允许通过最小化伪影的边界区中的图像方差来校正鬼影伪影。由于伪影是图像中的额外结构，因此如果伪影消失，则图像方差最小化。这确保了最佳地最小化先前直接辐射区的对比，而无需校准探测器的材料性质。
图6示出了描绘关于连续三幅X射线图像的以下时间点的时序图。本文中，tp是指记录X射线曝光前的探测器读出的时间点；t1是指记录第一X射线曝光(引起拖影伪迹的高剂量图像)以生成第一g X射线图像的时间点；t2是指记录第二X射线曝光以生成第二X射线图像(包含拖影伪迹)的时间点；t3是指记录第三次X射线曝光以生成第三X射线图像(包含拖影伪迹，但通常在较小程度上)的时间点，并且ts是指记录X射线曝光之后的包含(稳定的)偏移参考信号(由于X射线探测器)和衰变的拖影伪迹探测器读出时间点。可以使用本身本领域技术人员已知的X射线源来生成该示范性实施例的X射线曝光。第一、第二和第三X射线曝光可以分别是第一、第二和第三拼接X射线曝光。因此，第一、第二和第三X射线图像可以分别是第一、第二和第三拼接X射线图像，其可以随后基于交叠的视场被拼接为接合的X射线图像。在图6中，保持tp<t1<t2<t3<ts。
根据示范性实施例，参考图6，关于第二(拼接)X射线图像的缩放因子可以被计算为：
其中，λ(其中，λ>0)是可通过测量确定的针对可用X射线探测器的模型特异性参数。类似地，关于第三(拼接)X射线图像的缩放因子可以被计算为：
图7示出了根据本发明的示范性实施例的用于图像处理的方法的示意性流程图，该方法允许由根据本发明的示范性实施例的设备执行。
图7的示范性实施例允许在拼接应用中的非常有效的应用。本发明的示范性实施例涉及来自同一患者的具有部分交叠视场的连续两幅X射线图像的拼接，所述两幅X射线图像是利用可移动的平板X射线探测器(“FPD”)先后采集的。通过图像处理将两幅X射线图像“拼接在一起”成为接合的X射线图像，以允许描绘超过可移动FPD的尺度的身体部分。值得注意的范例是在接合的X射线图像中描绘整个脊柱。
根据本发明的示范性实施例，需要利用在其之间的最小的时间执行第一和第二拼接X射线曝光，以便最小化患者移动的效应。第一拼接X射线曝光能够引起如由第二拼接X射线曝光生成的第二拼接X射线图像中的图像拖影，所有已知方法不能良好地校正该图像拖影。
备选地，图7所示的示范性实施例允许在除了拼接之外的应用中的同样有效的使用。因此，在图7显示的实施例的以下说明中，“(拼接)”的每次出现指示针对拼接应用的任选用途。
可以使用本身本领域技术人员已知的X射线源来生成该示范性实施例的X射线曝光。参考图7，在该范例中在步骤S002中，在t＝tp处，记录在X射线曝光之前的X射线探测器读出，以便采集获得没有拖影的偏移图像。这服务于将稍后时刻记录的拖影信号与未受干扰的偏移信号进行分离。X射线成像系统的启动阶段通常将允许执行步骤S002。在该范例中，在步骤S004和S006中，分别响应于在t＝t1和t＝t2时的第一和第二(拼接)X射线曝光，采集第一和第二(拼接)X射线图像。在该范例中，在步骤S008中，在t＝ts处，记录在第二(拼接)X射线曝光之后的X射线探测器读出(包含偏移参考信号和衰变拖影伪迹)。此处tp<t1<t2<ts。
在该范例中，在步骤S4中，通过从第二(拼接)X射线图像减去在步骤S002期间采集的探测器读出来生成偏移校正的第二(拼接)X射线图像。
可以由生成模块10执行的步骤S1包括生成X射线鬼影图像。在该范例中，用于该目的步骤S1包括步骤S102，以从在步骤S002期间采集的X射线探测器读出减去在步骤S008期间采集的X射线探测器读出。换言之：在步骤S102中，拖影伪迹被偏移校正。
在可以由缩放模块20执行的步骤S2中，生成经缩放的X射线鬼影图像。在该范例中，用于该目的步骤S2包括用于将在步骤S1中生成的X射线鬼影图像与缩放项相乘的步骤S202。任选地，步骤S202包括确定最佳缩放。例如，步骤S202包括(i)针对N个缩放因子f1、...、fN的范围计算在校正之后分别针对第二(拼接)X射线图像获得的方差；并且(ii)随后选择缩放因子fi，使得上述方差最小化。由于在探测器鉴定期间测量拖影信号的典型时间衰变，因此可以根据采集时间t1、t2和ts计算针对最佳缩放的近似值。例如，可以使用等式1导出N个缩放因子f1、...、fN的范围。
在可以由相减模块30执行的步骤S3中，通过从如在步骤S4中获得的经偏移校正的第二(拼接)X射线图像减去在步骤S2中生成的经缩放的X射线鬼影图像(该图像可以在步骤S202中被最佳地缩放)而减少第二(拼接)X射线图像中的鬼影。步骤S3的结果是针对X射线探测器偏移以及拖影信号被校正的第二(拼接)X射线图像，该图像随后可以与第一(拼接)X射线图像拼接成接合的X射线图像。
图8示出了根据本发明的示范性实施例的用于图像处理的方法的示意性流程图，该方法允许由根据本发明的示范性实施例的设备执行。
图8的示范性实施例允许在拼接应用中的非常有效的应用。备选地，图8描绘的示范性实施例允许除了拼接之外的应用中同样有效的使用。因此，在图8显示的实施例的以下说明中，“(拼接)”的每次出现指示针对拼接应用的任选用途。可以使用本身本领域技术人员已知的X射线源来生成该示范性实施例的X射线曝光。除了图4描绘的示范性实施例之外，该示范性实施例包括步骤S007，其中，响应于在t＝t3处的第三(拼接)X射线曝光而采集第三(拼接)X射线图像。本文中，tp<t1<t2<t3<ts。此外，在图5描绘的实施例中，步骤S4包括通过从第三(拼接)X射线图像减去在步骤S002期间采集的探测器读出来采集经偏移校正的第三(拼接)X射线图像。
在可以由缩放模块20执行的步骤S2中，生成经缩放的X射线鬼影图像。用于该目的步骤S2包括用于将如在步骤S1中生成的X射线鬼影图像与缩放相乘的步骤S202。任选地，步骤S202包括确定最佳缩放。例如，步骤S202包括(i)针对N个缩放因子f1、...、fN的范围，计算将在校正后分别在第二和第三(拼接)X射线图像中获得的方差；并且(ii)随后选择(a)缩放因子fi，使得第二(拼接)X射线图像中的方差最小化，以及(b)缩放因子fj，使得第三(拼接)X射线图像中的方差最小化。在本文中，通常，将保持fi≠fj。更具体地，由于拖影信号随时间衰变，因而通常会保持fi>fj。由于拖影信号的典型时间衰变在探测器鉴定期间被测量，因此可以根据采集时间t1、t2和ts计算针对最佳缩放fi的近似值。类似地，可以根据采集时间t1、t3和ts计算针对最佳缩放fj的近似值。例如，可以使用等式1和2来导出N个缩放因子f1、...、fN的范围。
在可以由相减模块30执行的步骤S3中，减少了第二和第三(拼接)X射线图像中的鬼影。通过从如在步骤S4中获得的经偏移校正的第二(拼接)X射线图像减去在步骤S2中生成的经缩放的X射线鬼影图像(在步骤S202中其可以关于第二(拼接)图像被最佳地缩放)，来减少第二(拼接)X射线图像中的鬼影。类似地，通过从如在步骤S4中获得的经偏移校正的第三(拼接)X射线图像减去在步骤S2中生成的经缩放的X射线鬼影图像(在步骤S202中其可以关于第二(拼接)图像被最佳地缩放)，来减少第三(拼接)X射线图像中的鬼影。
步骤S3的结果是第二和第三(拼接)X射线图像，两者(任选地最佳地)针对X射线探测器偏移以及拖影信号被校正。随后可以将这些图像与第一(拼接)X射线图像拼接成接合的X射线图像。图8所示的示范性实施例应该可以扩展到覆盖(拼接)多于三幅X射线图像。
图9示出了根据本发明的示范性实施例的显示作为缩放的函数的图像方差的示意图。针对N个缩放因子f1、...、fN的不同值-如水平轴描绘的-图像中的方差被计算并且沿垂直轴被显示。最佳缩放因子使图像方差最小化。
图10示意性地描绘了针对拖影信号的随着时间t的衰变，该延迟信号是由高剂量X射线曝光引起的。本文中，y轴示出信号S(t)，即记忆信号的强度。此处“LSB”是“最低有效位”的缩写。x轴用于表示时间t。在图10中，数据点连接到图像读出，或者暗图像或者响应于X射线曝光。时间中最早发生的数据点在t＝t2处，即第二X射线曝光的时间。
参考图6描绘的时序图，根据本发明的示范性实施例，拖影(或鬼影)信号的时间依赖性衰变可以通过以下表达式来建模：
其中，S(t)指代在某一时间t处的拖影信号，如在所述某个时间t>t1处在图像读出(暗图像或响应于X射线曝光)中存在的。指数λ是针对给定的X射线探测器特定的模型参数，其能够需要通过先前的测量来确定。使用该模型，能够使用存在于最后的X射线曝光之后的探测器读出中的拖影信号来反向外推出第二X射线图像中存在的拖影信号：
从第二X射线图像减去该反向外推的拖影信号可以产生拖影信号的更好的校正。这样的改进的校正对于具有非常短的周期时间的放射照相成像可能是不可缺少的。通过从X射线曝光之后的探测器读出减去在X射线曝光之前的探测器读出，可以确定仅包含拖影S(t＝ts)的图像(更具体地，暗图像)。随后，等式4可以例如被用于响应于第二(拼接)X射线曝光从S(t＝t2)反向外推存在于X射线图像读出中的拖影图像S2。
类似地，使用该模型可以反向外推第三X射线图像中存在的拖影信号：
必须指出，本发明的实施例是参考不同主题来描述的。具体而言，一些实施例是参考方法型权利要求描述的，而其他实施例是参考设备型权利要求描述的。
然而，本领域技术人员会从上文和以上描述中总结出，除非另有声明，否则除属于一类型的主题的特征的任何结合之外，也考虑将与不同主题相关的特征间的任何组合通过本申请公开。然而，所有特征都可以被组合，从而提供大于特征的简单加和的协同效应。
尽管在附图和前述描述中详细说明和描述了本发明，但是该说明和描述应视为说明性或示范性的，而非限制性的；本发明不限于所公开的实施例。如所指出的，本发明尤其允许在拼接流程中成功应用，但是当然允许成功应用于随后的X射线图像不是相互拼接的流程中。本领域技术人员通过研究附图、公开内容以及权利要求书，在实践请求保护的本发明时能够理解并且实现对所公开的实施例的其他变型。
在权利要求书中，词语“包括”不排除其他元件或步骤，并且词语“一”或“一个”不排除多个。单个处理器或控制器或其他单元可以履行权利要求书中所记载的若干个项目的功能。尽管在互不相同的从属权利要求中记载了特定措施，但是这并不指示不能有利地使用这些措施的组合。权利要求中的任何附图标记都不应被解释为对范围的限制。
Claims (14)
1.一种用于医学X射线图像中的信号补偿的设备(100)，所述设备(100)包括：
-生成模块(10)，其被配置为基于在多个X射线曝光中的最后的X射线曝光之后的X射线探测器读出来生成X射线鬼影图像；
-缩放模块(20)，其被配置为采用对于每幅随后的X射线图像不同的缩放来将所述X射线鬼影图像缩放为经缩放的X射线鬼影图像；以及
-相减模块(30)，其被配置为从在所述多个X射线曝光中的相应的随后的X射线曝光期间记录的任何随后的X射线图像减去所述经缩放的X射线鬼影图像。
2.根据权利要求1所述的设备(100)，其中，所述生成模块(10)还被配置为基于在所述多个X射线曝光中的第一X射线曝光之前的X射线探测器读出来生成所述X射线鬼影图像。
3.根据权利要求1或2所述的设备(100)，其中，所述相减模块(30)还被配置为从在所述第一X射线曝光期间记录的第一X射线图像和/或从任何随后的X射线图像减去在所述第一X射线曝光之前的所述X射线探测器读出。
4.根据权利要求1、2或3所述的设备(100)，其中，所述缩放模块(20)被配置为采用这样的缩放：所述缩放(i)和所述最后的X射线暴露之后的所述X射线探测器读出与所述第一X射线暴露之间的时间段成比例和/或(ii)和所述第一X射线暴露与任何随后的X射线暴露之间的时间段成反比。
5.根据前述权利要求1至4中的任一项所述的设备(100)，其中，所述缩放模块(20)被配置为采用基于以下的缩放：(i)在所述最后的X射线暴露之后的所述X射线探测器读出与所述第一X射线暴露之间的时间段和/或(ii)所述第一X射线暴露与所述第二X射线暴露之间的时间段。
6.根据前述权利要求1至5中的任一项所述的设备(100)，其中，所述缩放模块(20)被配置为采用基于至少一幅随后的X射线图像的计算出的图像方差的最小化的缩放来缩放所述X射线鬼影图像。
7.一种医学成像系统(200)，包括平板X射线探测器(150)以及根据前述权利要求1至6中的一项所述的设备(100)。
8.根据权利要求7所述的医学成像系统(200)，被配置为通过组合具有部分交叠视场的多幅X射线图像来执行图像拼接，以产生接合的X射线图像。
9.一种用于医学X射线图像的信号补偿的方法，所述方法包括：
-用于借助于生成模块10基于在多个X射线曝光中的最后的X射线曝光之后的X射线探测器读出来生成X射线鬼影图像的步骤(S1)；
-用于借助于缩放模块(20)来将所述X射线鬼影图像缩放为经缩放的X射线鬼影图像的步骤(S2)；以及
-用于借助于相减模块(30)从在所述多个X射线曝光中的相应的随后的X射线曝光期间记录的任何随后的X射线图像减去所述经缩放的X射线鬼影图像的步骤(S3)。
10.根据权利要求9所述的方法，其中，步骤S1还被配置用于基于在所述多个X射线曝光中的第一X射线曝光之前的X射线探测器读出来生成所述X射线鬼影图像。
11.根据权利要求9或10所述的方法，还包括用于借助于所述相减模块(30)从在所述第一X射线曝光期间记录的第一X射线图像和/或从任何随后的X射线图像减去在所述第一X射线曝光之前的所述X射线探测器读出的步骤(S4)。
12.根据权利要求9、10或11所述的方法，其中，采用基于至少一幅随后的X射线图像的计算出的图像方差的最小化的缩放来执行步骤(S2)。
13.一种用于控制根据权利要求1至6中的一项所述的设备或者根据权利要求7或8所述的医学成像系统的计算机程序单元，所述计算机程序单元在由处理单元运行时适于执行根据权利要求9至12中的一项所述的方法。
14.一种存储有根据权利要求13所述的程序单元的计算机可读介质。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| EP14196077.3 | 2014-12-03 | ||
| EP14196077 | 2014-12-03 | ||
| PCT/EP2015/077322 WO2016087242A1 (en) | 2014-12-03 | 2015-11-23 | Device and method for signal compensation in medical x-ray images |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| CN106999132A true CN106999132A (zh) | 2017-08-01 |
| CN106999132B CN106999132B (zh) | 2021-07-06 |
Family
ID=52103041
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| CN201580065621.0A Active CN106999132B (zh) | 2014-12-03 | 2015-11-23 | 用于医学x射线图像中的信号补偿的设备及方法 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US10470735B2 (zh) |
| EP (1) | EP3228074B1 (zh) |
| JP (1) | JP6779207B2 (zh) |
| CN (1) | CN106999132B (zh) |
| WO (1) | WO2016087242A1 (zh) |
Families Citing this family (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP6739060B2 (ja) * | 2017-01-24 | 2020-08-12 | パナソニックＩｐマネジメント株式会社 | 画像生成装置及び画像生成方法 |
| JP6976699B2 (ja) * | 2017-03-15 | 2021-12-08 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | Ｘ線診断装置 |
| US10438896B2 (en) * | 2017-04-11 | 2019-10-08 | Apple Inc. | Interconnecting dies by stitch routing |
| JP7455620B2 (ja) | 2020-03-11 | 2024-03-26 | 三星電子株式会社 | 動画像処理装置及び動画像処理方法 |
| EP4379428A1 (en) * | 2022-12-02 | 2024-06-05 | Koninklijke Philips N.V. | Machine learning-based lag correction for front layer detector in a dual-layer system |
Citations (17)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2000156799A (ja) * | 1998-11-20 | 2000-06-06 | Victor Co Of Japan Ltd | ゴースト除去装置 |
| US20020064254A1 (en) * | 2000-10-10 | 2002-05-30 | Kunio Aoki | X-ray diagnostic apparatus |
| JP2003348448A (ja) * | 2002-03-26 | 2003-12-05 | Siemens Ag | ゴースト像アーチファクトの抑制方法 |
| US20050151086A1 (en) * | 2003-12-29 | 2005-07-14 | Martin Spahn | Imaging device |
| US20070040099A1 (en) * | 2005-08-17 | 2007-02-22 | Canon Kabushiki Kaisha | Radiation image pickup apparatus, radiation image pickup system, their control method and their control program |
| US20070122025A1 (en) * | 2002-05-30 | 2007-05-31 | The Regents Of The University Of California | Automated macromolecular crystal detection system and method |
| US20070291900A1 (en) * | 2006-05-05 | 2007-12-20 | Gerhard Hahm | Method for generating at least one offset-corrected x-ray image |
| JP2008167846A (ja) * | 2007-01-10 | 2008-07-24 | Toshiba Corp | Ｘ線透過像表示システム |
| CN101406041A (zh) * | 2006-05-08 | 2009-04-08 | 三菱电机株式会社 | 减少场景图像模糊的方法和场景图像去模糊方法 |
| CN101507258A (zh) * | 2006-08-16 | 2009-08-12 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 图像色域映射 |
| CN101518056A (zh) * | 2006-09-25 | 2009-08-26 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 基于直接x射线转换用于积分探测器的泄漏电流和残差信号补偿 |
| JP2010017376A (ja) * | 2008-07-11 | 2010-01-28 | Fujifilm Corp | 放射線画像撮影装置 |
| CN101683269A (zh) * | 2008-07-24 | 2010-03-31 | 卡尔斯特里姆保健公司 | 用于数字x射线检测器的暗校正 |
| CN101977329A (zh) * | 2004-07-29 | 2011-02-16 | 微软公司 | 使用线光值和其它图像处理改进的图像处理 |
| US20110261930A1 (en) * | 2010-04-23 | 2011-10-27 | Bernhard Geiger | Method for recording an x-ray image and x-ray system |
| CN103096799A (zh) * | 2010-09-09 | 2013-05-08 | 柯尼卡美能达医疗印刷器材株式会社 | 放射线图像摄像装置以及放射线图像摄像系统 |
| WO2014024085A2 (en) * | 2012-08-08 | 2014-02-13 | Koninklijke Philips N.V. | Multiple shot magnetic resonance imaging with ghosting stability correction |
Family Cites Families (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5920070A (en) * | 1996-11-27 | 1999-07-06 | General Electric Company | Solid state area x-ray detector with adjustable bias |
| US6895077B2 (en) | 2001-11-21 | 2005-05-17 | University Of Massachusetts Medical Center | System and method for x-ray fluoroscopic imaging |
| JP2009514636A (ja) * | 2005-11-09 | 2009-04-09 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | Ｘ線検出器において３ｄゴーストアーチファクトを低減させる方法 |
| JP5405093B2 (ja) * | 2008-12-05 | 2014-02-05 | 富士フイルム株式会社 | 画像処理装置及び画像処理方法 |
| JP2011212434A (ja) * | 2010-03-18 | 2011-10-27 | Fujifilm Corp | 放射線画像撮影方法および装置 |
| KR101753895B1 (ko) | 2010-12-03 | 2017-07-05 | 삼성디스플레이 주식회사 | 엑스레이 검출기 및 그 구동방법 |
| US9814435B2 (en) * | 2014-08-28 | 2017-11-14 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Medical imaging apparatus and method of operating same |
| US9860077B2 (en) * | 2014-09-17 | 2018-01-02 | Brain Corporation | Home animation apparatus and methods |
| US9579790B2 (en) * | 2014-09-17 | 2017-02-28 | Brain Corporation | Apparatus and methods for removal of learned behaviors in robots |
-
2015
- 2015-11-23 US US15/531,634 patent/US10470735B2/en active Active
- 2015-11-23 CN CN201580065621.0A patent/CN106999132B/zh active Active
- 2015-11-23 WO PCT/EP2015/077322 patent/WO2016087242A1/en active Application Filing
- 2015-11-23 JP JP2017529056A patent/JP6779207B2/ja active Active
- 2015-11-23 EP EP15800769.0A patent/EP3228074B1/en active Active
Patent Citations (17)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2000156799A (ja) * | 1998-11-20 | 2000-06-06 | Victor Co Of Japan Ltd | ゴースト除去装置 |
| US20020064254A1 (en) * | 2000-10-10 | 2002-05-30 | Kunio Aoki | X-ray diagnostic apparatus |
| JP2003348448A (ja) * | 2002-03-26 | 2003-12-05 | Siemens Ag | ゴースト像アーチファクトの抑制方法 |
| US20070122025A1 (en) * | 2002-05-30 | 2007-05-31 | The Regents Of The University Of California | Automated macromolecular crystal detection system and method |
| US20050151086A1 (en) * | 2003-12-29 | 2005-07-14 | Martin Spahn | Imaging device |
| CN101977329A (zh) * | 2004-07-29 | 2011-02-16 | 微软公司 | 使用线光值和其它图像处理改进的图像处理 |
| US20070040099A1 (en) * | 2005-08-17 | 2007-02-22 | Canon Kabushiki Kaisha | Radiation image pickup apparatus, radiation image pickup system, their control method and their control program |
| US20070291900A1 (en) * | 2006-05-05 | 2007-12-20 | Gerhard Hahm | Method for generating at least one offset-corrected x-ray image |
| CN101406041A (zh) * | 2006-05-08 | 2009-04-08 | 三菱电机株式会社 | 减少场景图像模糊的方法和场景图像去模糊方法 |
| CN101507258A (zh) * | 2006-08-16 | 2009-08-12 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 图像色域映射 |
| CN101518056A (zh) * | 2006-09-25 | 2009-08-26 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 基于直接x射线转换用于积分探测器的泄漏电流和残差信号补偿 |
| JP2008167846A (ja) * | 2007-01-10 | 2008-07-24 | Toshiba Corp | Ｘ線透過像表示システム |
| JP2010017376A (ja) * | 2008-07-11 | 2010-01-28 | Fujifilm Corp | 放射線画像撮影装置 |
| CN101683269A (zh) * | 2008-07-24 | 2010-03-31 | 卡尔斯特里姆保健公司 | 用于数字x射线检测器的暗校正 |
| US20110261930A1 (en) * | 2010-04-23 | 2011-10-27 | Bernhard Geiger | Method for recording an x-ray image and x-ray system |
| CN103096799A (zh) * | 2010-09-09 | 2013-05-08 | 柯尼卡美能达医疗印刷器材株式会社 | 放射线图像摄像装置以及放射线图像摄像系统 |
| WO2014024085A2 (en) * | 2012-08-08 | 2014-02-13 | Koninklijke Philips N.V. | Multiple shot magnetic resonance imaging with ghosting stability correction |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US20170325774A1 (en) | 2017-11-16 |
| EP3228074B1 (en) | 2020-04-29 |
| WO2016087242A1 (en) | 2016-06-09 |
| JP2018504943A (ja) | 2018-02-22 |
| EP3228074A1 (en) | 2017-10-11 |
| CN106999132B (zh) | 2021-07-06 |
| US10470735B2 (en) | 2019-11-12 |
| JP6779207B2 (ja) | 2020-11-04 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| CN106999132A (zh) | 用于医学x射线图像中的信号补偿的设备及方法 | |
| JP6862099B2 (ja) | 放射線撮影システム及び放射線撮影方法 | |
| JP6223781B2 (ja) | 放射線画像処理装置および方法並びにプログラム | |
| JP2011500147A5 (zh) | ||
| CN105745918A (zh) | 数字射线照相检测器图像读出系统和过程 | |
| JP2009285356A (ja) | 医療用撮影システム、画像処理装置、画像処理方法、およびプログラム | |
| JP2005312805A5 (zh) | ||
| JP2010005252A (ja) | エネルギーサブトラクション処理装置、方法、およびプログラム | |
| WO2012164901A1 (ja) | 放射線被曝量取得方法および装置並びに放射線画像撮影システム | |
| JP3631215B2 (ja) | 放射線画像処理装置、放射線画像処理システム、放射線撮影システム、放射線撮影装置、放射線画像処理方法、コンピュータ可読記憶媒体、及びプログラム | |
| JP6129125B2 (ja) | 放射線画像解析装置および方法並びにプログラム | |
| JP5185708B2 (ja) | エネルギーサブトラクション処理装置、方法、およびプログラム、並びに、放射線画像診断システム | |
| JP7108457B2 (ja) | 放射線撮影装置、面積線量取得装置および方法、プログラム | |
| EP3403585B1 (en) | Radiographing apparatus, radiographing system, and dose index management method | |
| JP7161297B2 (ja) | 放射線撮影システム、画像処理装置、撮影制御装置及びその作動方法、プログラム | |
| JP5627275B2 (ja) | 画像処理装置、画像処理方法及びプログラム | |
| JP2002034961A (ja) | 放射線撮影装置及び放射線撮影方法 | |
| JP6643038B2 (ja) | 放射線撮影システム、画像処理装置及び画像処理方法 | |
| JP6156849B2 (ja) | 放射線画像処理装置、方法およびプログラム | |
| US20090208087A1 (en) | Radiographic image correction method, apparatus and recording-medium stored therein program | |
| US20120050576A1 (en) | Image processing apparatus and image processing method for generating a combined image | |
| Yoshioka et al. | Correction of background noise in direct digital dental radiography | |
| JP5355726B2 (ja) | 撮影装置、画像処理装置、撮影システム、放射線撮影装置および画像処理方法 | |
| JP2018013419A (ja) | 被ばく線量計測方法および被ばく線量計測装置 | |
| Friedman et al. | A moving slanted‐edge method to measure the temporal modulation transfer function of fluoroscopic systems |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| PB01 | Publication | ||
| PB01 | Publication | ||
| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| GR01 | Patent grant | ||
| GR01 | Patent grant |