CN108577872B - 医学图像的去散射方法、系统及存储介质 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及一种医学图像的去散射方法、系统及存储介质。一种医学图像的去散射方法包括：获取预设成像条件下射线经过不同厚度组织/器官模体时，探测器晶体主射线比例；获取预设成像条件下空拍图像；获取医学图像中的组织图像和器官图像；基于组织/器官图像和第一/二图像获取组织图像中每一个像素点的组织等效厚度；基于组织/器官图像中每一个像素点对应的组织/器官的等效厚度及与采集医学图像时的成像条件对应的预设成像条件下射线穿过不同厚度组织/器官模体时探测器晶体接收到的主射线比例获得组织/器官图像的去散射图像。能够较好的去除了散射线对医学图像的干扰，获得了符合实际临床需求的图像，同时避免受检者接收不必要的辐射。
Description
技术领域
本发明涉及医疗设备成像技术领域，特别是涉及一种医学图像的去散射方法、系统及存储介质。
背景技术
数字化X射线摄影系统(Digital Radiography，DR)是一种新兴的医学成像方法，它利用平板探测器接收X射线，直接获得数字图像信号，具有图像分辨率高、动态范围宽，成像速度快，对人体辐射小等显著优点，在临床医学和科学研究中都得到了广泛的应用。
对于X射线摄影系统而言，球管发射的X射线穿过人体后被探测器所接收，由于X射线在穿过人体组织、器官以及骨骼时会发生不同程度的衰减，因此探测器的各个晶体接收到的剂量有所不同，进而输出对应的投影图像。由于X射线经过人体时，会在人体内发生散射，形成散射线，因此，被探测器接收到的光线中，除了主射线外，还包括经过人体后形成的散射线。而在生成受检者的投影图像时，所需要的只有主射线，因此散射线就成为了干扰。为了消除散射线干扰，传统技术使用滤线栅对散射线进行滤除。
然而采用滤线栅对散射线进行滤除时，滤线栅只能滤除掉大部分散射线，并不能将所有的散射线滤除，且滤线栅还会滤除掉部分的主射线，进而影响投影图像的成像质量。而为了提高投影图像的质量，势必会增加X射线的剂量，进而导致受检者接收过多的X射线剂量，对其造成一定的伤害。
发明内容
基于此，有必要针对现有通过滤线栅去散射可能会导致受检者接收过多剂量，提供一种医学图像的去散射方法、系统及存储介质。
本发明实施例提供了一种医学图像的去散射方法包括：
获取预设成像条件下射线经过不同厚度的组织模体时，探测器晶体接收到的主射线比例；
获取预设成像条件下射线经过不同厚度的器官模体时，探测器晶体接收到的主射线比例；获取预设成像条件下的空拍图像；
获取所述医学图像中的组织图像和器官图像；
基于所述组织图像和第一图像获取所述组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度；所述第一图像是指与采集所述医学图像时的成像条件对应的空拍图像中与所述组织图像所在区域对应的空拍图像；
基于所述器官图像和第二图像获取所述器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度；所述第二图像是指与采集所述医学图像时的成像条件对应的空拍图像中与所述器官图像所在区域对应的空拍图像；
基于所述组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度及与采集所述医学图像时的成像条件对应的预设成像条件下射线穿过不同厚度组织模体时探测器晶体接收到的主射线比例以及组织图像获得所述组织图像的去散射图像；
基于所述器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度及与采集所述医学图像时的成像条件对应的预设成像条件下射线穿过不同厚度器官模体时探测器晶体接收到的主射线比例以及器官图像获得所述器官图像的去散射图像；
叠加所述组织图像的去散射图像和所述器官图像的去散射图像以获得去散射的医学图像。
进一步，所述基于所述组织图像和第一图像获取所述组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度包括：对所述第一图像和所述组织图像的比值求自然对数后除以组织模体的质量衰减系数；
所述基于所述器官图像和第二图像获取所述器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度包括：对所述第二图像和所述器官图像的比值求自然对数后除以器官模体的质量衰减系数。
进一步，所述基于所述组织图像和第一图像获取所述组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度包括：对所述第一图像和所述组织图像的比值求自然对数后除以组织模体的质量衰减系数得到组织图像中每一个像素点对应的组织的厚度；
将组织图像中每一个像素点对应的组织的厚度相加后除以组织图像中像素点的个数得到组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度；
所述基于所述器官图像和第二图像获取所述器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度包括：对所述第二图像和所述器官图像的比值求自然对数后除以器官模体的质量衰减系数得到器官图像中每一个像素点对应的器官的厚度；
将器官图像中每一个像素点对应的器官的厚度相加后除以器官图像中像素点的个数得到器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度。
进一步，所述基于所述组织图像和第一图像获取所述组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度包括：对所述第一图像和所述组织图像的比值求自然对数后除以组织模体的质量衰减系数得到组织图像中每一个像素点对应的组织的厚度；
将所述组织图像划分为多个区域；将每个区域中每一个像素点对应的组织的厚度相加后除以相应区域的像素点个数得到组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度；
所述基于所述器官图像和第二图像获取所述器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度包括：对所述第二图像和所述器官图像的比值求自然对数后除以器官模体的质量衰减系数得到器官图像中每一个像素点对应的器官的厚度；
将所述器官图像划分为多个区域；将每个区域中每一个像素点对应的器官的厚度相加后除以相应区域的像素点个数得到器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度。
进一步，所述基于所述组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度及与采集所述医学图像时的成像条件对应的预设成像条件下射线穿过不同厚度组织模体时探测器晶体接收到的主射线比例以及组织图像获得所述组织图像的去散射图像包括：根据所述组织图像中每一个像素点的等效厚度、该像素点的位置及采集所述医学图像时的成像条件，确定与该等效厚度对应的厚度的组织模体在对应的预设成像条件下，射线穿过后，与该像素点位置对应的探测器晶体接收到的主射线的比例；
将所述组织图像各像素点的灰度值乘以与该像素点位置对应的探测器晶体的接收到的主射线比例以获得所述组织图像的去散射图像；
所述基于所述器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度及与采集所述医学图像时的成像条件对应的预设成像条件下射线穿过不同厚度器官模体时探测器晶体接收到的主射线比例以及器官图像获得所述器官图像的去散射图像包括：根据所述器官图像中每一个像素点的等效厚度、该像素点的位置及采集所述医学图像时的成像条件，确定与该等效厚度对应的厚度的器官模体在对应的预设成像条件下，射线穿过后，与该像素点位置对应的探测器晶体接收到的主射线的比例；
将所述器官图像各像素点的灰度值乘以与该像素点位置对应的探测器晶体的接收到的主射线比例以获得所述器官图像的去散射图像。
进一步，获取射线经过组织模体时，探测器晶体接收到的主射线的比例包括：获取射线经过组织模体后，探测器接收到的光子信息；基于探测器晶体位置及所述光子信息确定所述探测器晶体接收到的所有光子能量及主射光子能量；基于所述主射光子能量及所有光子能量获得探测器晶体接收到的主射线比例。
进一步，获取射线经过器官模体时，探测器晶体接收到的主射线的比例包括：获取射线经过器官模体后，探测器接收到的光子信息；基于探测器晶体位置及所述光子信息确定所述探测器晶体接收到的所有光子能量及主射光子能量；基于所述主射光子能量及所有光子能量获得探测器晶体接收到的主射线比例。
本发明实施例还提供了一种医学图像的去散射系统其中计算机包括存储器、处理器及存储在存储器上并可在处理器上运行的计算机程序，所述处理器执行所述程序时可用于执行一种医学图像的去散射方法，所述方法包括：
获取预设成像条件下射线经过不同厚度的组织模体时，探测器晶体接收到的主射线的比例；
获取预设成像条件下射线经过不同厚度的器官模体时，探测器晶体接收到的主射线比例；
获取预设成像条件下的空拍图像；
获取所述医学图像中的组织图像和器官图像；
基于所述组织图像和第一图像获取所述组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度；所述第一图像是指与采集所述医学图像时的成像条件对应的空拍图像中与所述组织图像所在区域对应的空拍图像；
基于所述器官图像和第二图像获取所述器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度；所述第二图像是指与采集所述医学图像时的成像条件对应的空拍图像中与所述器官图像所在区域对应的空拍图像；
基于所述组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度及与采集所述医学图像时的成像条件对应的预设成像条件下射线穿过不同厚度组织模体时探测器晶体接收到的主射线比例以及组织图像获得所述组织图像的去散射图像；
基于所述器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度及与采集所述医学图像时的成像条件对应的预设成像条件下射线穿过不同厚度器官模体时探测器晶体接收到的主射线比例以及器官图像获得所述器官图像的去散射图像；
叠加所述组织图像的去散射图像和所述器官图像的去散射图像以获得去散射的医学图像。
进一步，所述处理器执行所述程序时可用于执行一种医学图像的去散射方法，所述方法还包括：获取射线经过组织模体后，探测器接收到的光子信息；基于探测器晶体位置及所述光子信息确定所述探测器晶体接收到的所有光子能量及主射光子能量；
基于所述主射光子能量及所有光子能量获得探测器晶体接收到的主射线比例。
进一步，所述处理器执行所述程序时可用于执行一种医学图像的去散射方法，所述方法还包括：
获取射线经过器官模体后，探测器接收到的光子信息；
基于探测器晶体位置及所述光子信息确定所述探测器晶体接收到的所有光子能量及主射光子能量；
基于所述主射光子能量及所有光子能量获得探测器晶体接收到的主射线比例。
本发明实施例还提供了一种计算机可读存储介质，其上存储有计算机程序，该程序被处理器执行时可用于执行上述任一项所述的方法。
本发明通过将医学图像分割为不同的组织图像以及器官图像，再基于组织图像、器官图像以及预设成像条件下的空拍图像计算得到组织图像中每一个像素点对应的组织的厚度以及器官图像中每一个像素点对应的器官的厚度。再基于组织图像中每一个像素点对应的组织的厚度以及生成医学图像时的成像条件查找组织图像中每一个像素点的主射线比例，基于器官图像中每一个像素点对应的器官的厚度以及生成医学图像时的成像条件查找器官图像中每一个像素点的主射线比例。通过组织图像以及组织图像中每一个像素点的主射线比例得到组织图像的去散射图像；通过器官图像以及器官图像中每一个像素点的主射线比例得到器官图像的去散射图像。最后将组织图像的去散射图像和器官图像的去散射图像进行叠加得到去散射的医学图像。本发明可以通过软件的方式去除散射线，不需要通过滤线栅的方式来去除散射线，在一定程度上降低了设备的成本的同时，也提高了设备的普适度。且采用本发明的技术方案，能够较好的去除散射线对生成医学图像时的干扰，获得了符合实际临床需求的图像的同时也降低了受检者接收到的辐射剂量，避免受检者接收不必要的辐射。
附图说明
图1为本发明一实施例提供的一种医学图像的去散射方法的流程图；
图2为本发明一实施例提供的获取组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度方法的流程图；
图3为本发明一实施例提供的获取器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度方法的流程图；
图4为本发明另一实施例提供的获取组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度方法的流程图；
图5为本发明另一实施例提供的获取器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度方法的流程图；
图6为本发明一实施例提供的计算组织图像的去散射图像方法的流程图；
图7为本发明一实施例提供的计算器官图像的去散射图像方法的流程图；
图8为本发明一实施例提供的计算射线经过组织模体探测器晶体接收到的主射线的比例方法的流程图；
图9为本发明一实施例提供的计算射线经过器官模体探测器晶体接收到的主射线的比例方法的流程图；
图10为本发明一实施例提供的一种医学图像的去散射系统的结构示意图。
附图标记：610为处理器，620为存储器，630为输入装置，640为输出装置。
具体实施方式
为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。
本发明实施例中的医学图像可以为利用数字化X射线摄影系统或锥形束计算机断层扫描系统或计算机断层扫描系统等各种利用X射线生成的医学图像，本申请不对获取医学图像所采用的设备进行限定。
请参阅图1，图1为本发明一实施例提供的一种医学图像的去散射方法的流程图。
如图1所示，一种医学图像的去散射方法可以包括以下步骤S100至S900。
步骤S100：获取预设成像条件下射线经过不同厚度的组织模体时，探测器晶体接收到的主射线比例。
具体的，其中所述成像条件为：射野尺寸以及受检者/组织模体/器官模体与探测器之间的距离。具体的：射野尺寸为球管呈圆锥形射出的射线，在限束器的作用下将圆锥形光束遮挡为矩形光束，所述矩形光束在探测器平面的投影尺寸即为射野尺寸。组织模体模拟了人体组织的组成，可以通过蒙特卡洛软件进行模拟，也可以为可以模拟人体组织组成的水模或者PMMA模体等。其中各种预设成像条件为当射野尺寸不同时，选择不同的受检者/组织模体/器官模体与探测器之间的距离。不同的射野尺寸以及受检者/组织模体/器官模体与探测器之间的距离能够满足采集不同受检者不同部位的图像时所需的成像条件。探测器晶体(探测器包括多个晶体)接收到的主射线比例为探测器晶体接收到的主射光子能量占探测器晶体接收到的所有光子能量的比例。
步骤S200：获取预设成像条件下射线经过不同厚度的器官模体时，探测器晶体接收到的主射线比例。
具体的，其中所述成像条件为：射野尺寸以及受检者/组织模体/器官模体与探测器之间的距离。具体的：射野尺寸为球管呈圆锥形射出的射线，在限束器的作用下将圆锥形光束遮挡为矩形光束，所述矩形光束在探测器平面的投影尺寸即为射野尺寸。器官模体模拟了人体器官的组成，可以通过蒙特卡洛软件进行模拟，也可以为可以模拟人体器官组成的水模或者PMMA模体等。其中各种预设成像条件为当射野尺寸不同时，选择不同的受检者/组织模体/器官模体与探测器之间的距离。不同的射野尺寸以及受检者/组织模体/器官模体与探测器之间的距离能够满足采集不同受检者不同部位的图像时所需的成像条件。探测器晶体接收到的主射线比例为探测器晶体接收到的主射光子能量占探测器晶体接收到的所有光子能量的比例。
步骤S300：获取预设成像条件下的空拍图像。
具体的，其中空拍图像为没有受检者时探测器生成的图像。也就是没有受检者时在各种射野尺寸分别对应各种受检者/组织模体/器官模体与探测器之间的距离的条件下探测器生成的空拍图像。
步骤S400：获取医学图像中的组织图像和器官图像。
具体的，获取医学图像，并将医学图像按照不同的组织和器官分割为各种不同组织图像和器官图像。其中医学图像为受检者在数字化X射线摄影系统或锥形束计算机断层扫描系统或计算机断层扫描系统等各种X射线成像系统下生成的图像。获取所有组织图像和器官图像在医学图像的位置信息。本领域技术人员知晓，对于医学图像而言可通过矩阵的方式表示，因此医学图像中每一个像素点的位置信息可以为像素点在矩阵中的位置，如第N行第M列。
步骤S500：基于所述组织图像和第一图像获取所述组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度；所述第一图像是指与采集所述医学图像时的成像条件对应的空拍图像中与所述组织图像所在区域对应的空拍图像。
具体的，其中第一图像为：与生成医学图像时的成像条件相对应的空拍图像中与所述组织图像位置信息相对应区域的空拍图像。基于组织图像的每一个像素点的灰度值、第一图像每一个像素点的灰度值以及组织模体的质量衰减系数计算得到组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度，即对所述第一图像灰度值和所述组织图像的灰度值的比值求自然对数后除以组织模体的质量衰减系数得到组织图像中每一个像素点对应的组织的厚度，并以该厚度作为每一个像素点对应的组织的等效厚度。
步骤S600：基于所述器官图像和第二图像获取所述器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度；所述第二图像是指与采集所述医学图像时的成像条件对应的空拍图像中与所述器官图像所在区域对应的空拍图像。
具体的，其中第二图像为：与生成医学图像时的成像条件相对应的空拍图像中与所述器官图像位置信息相对应区域的空拍图像。基于器官图像的每一个像素点的灰度值、第二图像每一个像素点的的灰度值以及器官模体的质量衰减系数计算得到器官图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度，即对所述第二图像灰度值和所述器官图像的灰度值的比值求自然对数后除以器官模体的质量衰减系数得到器官图像中每一个像素点对应的器官的厚度，并以该厚度作为每一个像素点对应的器官组织的等效厚度。
步骤S700：基于所述组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度及与采集所述医学图像时的成像条件对应的预设成像条件下射线穿过不同厚度组织模体时探测器晶体接收到的主射线比例以及组织图像获得所述组织图像的去散射图像。
具体的，基于组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度以及采集医学图像时的成像条件，查找组织图像中每一个像素点在对应的预设成像条件对应厚度下的主射线比例，并基于组织图像各个像素点的灰度值以及组织图像各个像素点对应的主射线比例计算得到组织图像的去散射图像。
步骤S800：基于所述器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度及与采集所述医学图像时的成像条件对应的预设成像条件下射线穿过不同厚度器官模体时探测器晶体接收到的主射线比例以及器官图像获得所述器官图像的去散射图像。
具体的，基于器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度以及采集医学图像时的成像条件，查找器官图像中每一个像素点在对应的预设成像条件对应厚度下的主射线比例，并基于器官图像各个像素点的灰度值以及器官图像各个像素点对应的主射线比例计算得到器官图像的去散射图像。
步骤S900：叠加所述组织图像的去散射图像和所述器官图像的去散射图像以获得去散射的医学图像。
具体的，将组织图像的去散射图像和器官图像的去散射图像，按照所有组织图像和器官图像在医学图像的位置信息进行叠加，得到去散射的医学图像。
请参阅图2，图2为本发明实施例提供的获取组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度方法的流程图。
如图2所示，获取组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度方法可以包括以下步骤S511至S512。
步骤S511：对所述第一图像和所述组织图像的比值求自然对数后除以组织模体的质量衰减系数得到组织图像中每一个像素点对应的组织的厚度。
具体的，基于组织图像的每一个像素点的灰度值、第一图像每一个像素点的灰度值以及组织模体的质量衰减系数，利用如下公式计算组织图像中每一个像素点对应的组织的厚度：
L1＝ln(I0/I1)/mv1
其中L1为组织图像像素点对应的组织的厚度，I0为第一图像像素点的灰度值，I1为组织图像像素点的灰度值，mv1为组织模体的质量衰减系数。
步骤S512：将组织图像中每一个像素点对应的组织的厚度相加后除以组织图像中像素点的个数得到组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度。
具体的，将组织图像所有像素点的厚度相加再除以像素点的个数得到组织图像的平均厚度，也即组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度。
请参阅图3，图3为本发明实施例提供的获取器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度方法的流程图。
如图3所示，获取器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度方法可以包括以下步骤S611至S612。
步骤S611：对所述第二图像和所述器官图像的比值求自然对数后除以器官模体的质量衰减系数得到器官图像中每一个像素点对应的器官的厚度。
具体的，基于器官图像的每一个像素点的灰度值、第二图像每一个像素点的灰度值以及器官模体的质量衰减系数，利用如下公式计算器官图像中每一个像素点对应的器官的厚度：
L2＝ln(I2/I3)/mv2
其中L2为器官图像像素点对应的器官的厚度，I2为第二图像像素点的灰度值，I3为器官图像像素点的灰度值，mv2为器官模体的质量衰减系数。
步骤S612：将器官图像中每一个像素点对应的器官的厚度相加后除以器官图像中像素点的个数得到器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度。
具体的，将器官图像所有像素点的厚度相加再除以像素点的个数得到器官图像的平均厚度，也即器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度。
请参阅图4，图4为本发明实施例提供的获取组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度方法的流程图。
如图4所示，获取组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度方法可以包括以下步骤S521至S523。
步骤S521：对所述第一图像和所述组织图像的比值求自然对数后除以组织模体的质量衰减系数得到组织图像中每一个像素点对应的组织的厚度。
具体的，基于组织图像的每一个像素点的灰度值、第一图像每一个像素点的灰度值以及组织模体的质量衰减系数，利用如下公式计算组织图像中每一个像素点对应的组织的厚度：
L1＝ln(I0/I1)/mv1
其中L1为组织图像像素点对应的组织的厚度，I0为第一图像像素点的灰度值，I1为组织图像像素点的灰度值，mv1为组织模体的质量衰减系数。
步骤S522：将所述组织图像划分为多个区域。
具体的，将所述组织图像以像素点为最小单位，将组织图像划分为多个区域。其中多个区域中，每个区域包含的像素点个数可以相同，也可以不相同。
步骤S523：将每个区域中每一个像素点对应的组织的厚度相加后除以相应区域的像素点个数得到组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度。
具体的，将每个区域所有像素点对应的组织的厚度相加再除以该区域像素点的个数得到该区域每一个像素点对应的组织的平均厚度，以其作为该区域内每一个像素点对应的组织的等效厚度。也即得到了组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度。
请参阅图5，图5为本发明实施例提供的获取器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度方法的流程图。
如图5所示，获取器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度方法可以包括以下步骤S621至S623。
步骤S621：对所述第二图像和所述器官图像的比值求自然对数后除以器官模体的质量衰减系数得到器官图像中每一个像素点对应的器官的厚度。
具体的，基于器官图像的每一个像素点的灰度值、第二图像每一个像素点的灰度值以及器官模体的质量衰减系数，利用如下公式计算器官图像中每一个像素点对应的器官的厚度：
L2＝ln(I2/I3)/mv2
其中L2为器官图像像素点对应的器官的厚度，I2为第二图像像素点的灰度值，I3为器官图像像素点的灰度值，mv2为器官模体的质量衰减系数。
步骤S622：将所述器官图像划分为多个区域。
具体的，将所述器官图像以像素点为最小单位，将器官图像划分为多个区域。其中多个区域中，每个区域包含的像素点个数可以相同，也可以不相同。
步骤S623：将每个区域中每一个像素点对应的器官的厚度相加后除以相应区域的像素点个数得到器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度。
具体的，将每个区域所有像素点对应的器官的厚度相加再除以该区域像素点的个数得到该区域每一个像素点对应的器官的平均厚度，以其作为该区域内每一个像素点对应的器官的等效厚度。也即得到了器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度。
请参阅图6，图6为本发明实施例提供的计算组织图像的去散射图像方法的流程图。
如图6所示，计算组织图像的去散射图像方法可以包括以下步骤S710至S720。
步骤S710：根据所述组织图像中每一个像素点的等效厚度、该像素点的位置及采集所述医学图像时的成像条件，确定与该等效厚度对应的厚度的组织模体在对应的预设成像条件下射线穿过后，与该像素点位置对应的探测器晶体接收到的主射线的比例。
具体的，基于组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度、采集医学图像时的成像条件以及组织图像在医学图像的位置信息，查找组织图像中每一个像素点在对应的预设成像条件对应厚度对应位置信息处的探测器晶体接收到的主射线比例。其中医学图像的各个像素点分别与预设成像条件下探测器各个晶体相对应，也即组织图像各个像素点分别对应探测器相应的晶体。
步骤S720：将所述组织图像各像素点的灰度值乘以与该像素点位置对应的探测器晶体的接收到的主射线比例以获得所述组织图像的去散射图像。
具体的，将组织图像各像素点的灰度值与其对应的预设成像条件对应厚度对应位置信息处的探测器晶体主射线比例相乘，得到组织图像各像素点去散射的灰度值，进一步的得到组织图像的去散射图像。
请参阅图7，图7为本发明实施例提供的计算器官图像的去散射图像方法的流程图。
如图7所示，计算器官图像的去散射图像方法可以包括以下步骤S810至S820。
步骤S810：根据所述器官图像中每一个像素点的等效厚度、该像素点的位置及采集所述医学图像时的成像条件，确定与该等效厚度对应的厚度的器官模体在对应的预设成像条件下射线穿过后，与该像素点位置对应的探测器晶体接收到的主射线的比例。
具体的，基于器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度、采集医学图像时的成像条件以及器官图像在医学图像的位置信息，查找器官图像中每一个像素点在对应的预设成像条件对应厚度对应位置信息处的探测器晶体接收到的主射线比例。其中医学图像的各个像素点分别与预设成像条件下探测器各个晶体相对应，也即器官图像各个像素点分别对应探测器相应的晶体。
步骤S820：将所述器官图像各像素点的灰度值乘以与该像素点位置对应的探测器晶体的接收到的主射线比例以获得所述器官图像的去散射图像。
具体的，将器官图像各像素点的灰度值与其对应的预设成像条件对应厚度对应位置信息处的探测器晶体接收到的主射线比例相乘，得到器官图像各像素点去散射的灰度值，进一步的得到器官图像的去散射图像。
请参阅图8，图8为本发明实施例提供的计算射线经过组织模体探测器晶体接收到的主射线的比例方法的流程图。
如图8所示，计算射线经过组织模体探测器晶体接收到的主射线的比例方法可以包括以下步骤S110至S130。
步骤S110：获取射线经过组织模体后，探测器接收到的光子信息。
具体的，可以使用EGSnrc或Geant4等利用蒙特卡罗算法的工具模拟成像过程，例如：射线经过组织模体(可以为人体组织)后，探测器接收到射线的过程，并通过模拟获得的光子信息文件来得到光子信息；此外也可以利用实际测量工具对组织模体进行检测，再利用蒙特卡罗算法对检测到的数据进行统计确定。本申请不对获取光子信息的具体方式进行限定。本实施例中光子信息包括：光子角度及能量，所述光子包括：主射光子及散射光子。
步骤S120：基于探测器晶体位置及所述光子信息确定所述探测器晶体接收到的所有光子能量及主射光子能量。
具体的，根据探测器晶体(探测器包括多个晶体)的位置以及探测器晶体所接收到的所有光子的光子角度，来确定该光子是否被相应的探测器晶体捕获，或者说确定与探测器晶体相交的光子有哪些。而和探测器晶体相交的光子中包括主射光子(与模体未发生反应的光子)和散射光子。实际应用中，在采用蒙卡软件模拟成像过程时，可以将模体在蒙卡软件中作标记，以知悉光子信息文件中哪些光子是主射光子，哪些光子是散射光子；或者通过判断哪些光子与模体未发生碰撞(光子进入模体前后其入射方向和能量都不变)，此类光子为主射光子，如果与模体发生碰撞，则此类光子为散射光子。此外光子信息文件中也会给出不同光子的能量。将探测器每一个晶体接收到的所有光子的能量相加，则得到所有光子能量；将探测器每一个晶体接收到的主射光子的光子能量相加，得到主射光子能量。
步骤S130：基于所述主射光子能量及所有光子能量获得探测器晶体接收到的主射线比例。
具体的，将探测器晶体接收到的主射光子的能量与探测器接收到的所有光子的能量相比得到探测器晶体接收到的主射光子的能量占探测器接收到的所有光子的能量的比例，即主射线比例。
请参阅图9，图9为本发明实施例提供的计算射线经过器官模体探测器晶体接收到的主射线的比例方法的流程图。
如图9所示，计算射线经过器官模体探测器晶体接收到的主射线的比例方法可以包括以下步骤S210至S230。
步骤S210：获取射线经过器官模体后，探测器接收到的光子信息。
具体的，可以使用EGSnrc或Geant4等利用蒙特卡罗算法的工具模拟成像过程，例如：射线经过器官模体(可以为人体器官)后，探测器接收到射线的过程，并通过模拟获得的光子信息文件来得到光子信息；此外也可以利用实际测量工具对器官模体进行检测，再利用蒙特卡罗算法对检测到的数据进行统计确定。本申请不对获取光子信息的具体方式进行限定。本实施例中光子信息包括：光子角度及能量，所述光子包括：主射光子及散射光子。
步骤S220：基于探测器晶体位置及所述光子信息确定所述探测器晶体接收到的所有光子能量及主射光子能量。
具体的，根据探测器晶体(探测器包括多个晶体)的位置以及探测器晶体所接收到的所有光子的光子角度，来确定该光子是否被相应的探测器晶体捕获，或者说确定与探测器晶体相交的光子有哪些。而和探测器晶体相交的光子中包括主射光子(与模体未发生反应的光子)和散射光子。实际应用中，在采用蒙卡软件模拟成像过程时，可以将模体在蒙卡软件中作标记，以知悉光子信息文件中哪些光子是主射光子，哪些光子是散射光子；或者通过判断哪些光子与模体未发生碰撞(光子进入模体前后其入射方向和能量都不变)，此类光子为主射光子，如果与模体发生碰撞，则此类光子为散射光子。此外光子信息文件中也会给出不同光子的能量。将探测器每一个晶体接收到的所有光子的能量相加，则得到所有光子能量；将探测器每一个晶体接收到的主射光子的光子能量相加，得到主射光子能量。
步骤S230：基于所述主射光子能量及所有光子能量获得探测器晶体接收到的主射线比例。
具体的，将探测器晶体接收到的主射光子的能量与探测器接收到的所有光子的能量相比得到探测器晶体接收到的主射光子的能量占探测器接收到的所有光子的能量的比例，即主射线比例。
请参阅图10，图10为本发明实施例提供的一种医学图像的去散射系统的结构示意图。
如图10所示，本发明实施例还提供了一种执行医学图像的去散射方法的医学图像的去散射系统，该系统包括计算机，其中计算机包括一个或多个处理器610以及存储器620，图10以一个处理器610为例进行说明。
执行医学图像的去散射方法的医学图像的去散射系统还可以包括：输入装置630和输出装置640。
处理器610、存储器620、输入装置630和输出装置640可以通过总线或其它方式连接，图10中以通过总线连接的方式为例。
本领域技术人员可以理解，图10中示出的系统的结构并不构成对本发明实施例的限定，它既可以是总线形结构，也可以是星型结构，还可以包括比图示更多或更少的部件，或者组合某些部件，或者不同的部件布置。
处理器610可以由集成电路(IntegratedCircuit，简称IC)组成，例如可以由单颗封装的IC所组成，也可以由连接多颗相同功能或不同功能的封装IC而组成。举例来说，处理器610可以仅包括中央处理器(CentralProcessingUnit，简称CPU)，也可以是CPU、数字信号处理器(digitalsignalprocessor，简称DSP)、图形处理器(GraphicProcessingUnit，简称GPU)及各种控制芯片的组合。在本发明实施方式中，CPU可以是单运算核心，也可以包括多运算核心。
存储器620可以包括存储程序区和存储数据区，其中，存储程序区可存储操作系统、至少一个功能所需要的应用程序；在本发明实施例中，操作系统可以是Android系统、iOS系统或Windows操作系统等等。存储数据区可存储依据列表项操作的处理装置的使用所创建的数据等。此外，存储器620可以包括高速随机存取存储器，还可以包括非暂态存储器，例如至少一个磁盘存储器件、闪存器件、或者其他非暂态固态存储器件。在一些实施例中，存储器620可选包括相对于处理器610远程设置的存储器，这些远程存储器可以通过网络连接至列表项操作的处理装置。上述网络的实施例包括但不限于互联网、企业内部网、局域网、移动通信网及其组合。
输入装置630可接收输入的数字或字符信息，以及产生与列表操作的处理装置的用户设置以及功能控制有关的键信号输入。输入装置可以包括触摸屏、键盘等，也可以包括有线接口、无线接口等。
输出装置640可包括显示屏、扬声器等设备，也可以包括有线接口、无线接口等。
所述处理器执行程序时可用于执行一种医学图像的去散射方法，所述方法包括：获取预设成像条件下射线经过不同厚度的组织模体时，探测器晶体接收到的主射线的比例；获取预设成像条件下射线经过不同厚度的器官模体时，探测器晶体接收到的主射线比例；获取预设成像条件下的空拍图像；获取医学图像中的组织图像和器官图像；基于所述组织图像和第一图像获取所述组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度；所述第一图像是指与采集所述医学图像时的成像条件对应的空拍图像中与所述组织图像所在区域对应的空拍图像；基于所述器官图像和第二图像获取所述器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度；所述第二图像是指与采集所述医学图像时的成像条件对应的空拍图像中与所述器官图像所在区域对应的空拍图像；基于所述组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度及与采集所述医学图像时的成像条件对应的预设成像条件下射线穿过不同厚度组织模体时探测器晶体接收到的主射线比例以及组织图像获得所述组织图像的去散射图像；基于所述器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度及与采集所述医学图像时的成像条件对应的预设成像条件下射线穿过不同厚度器官模体时探测器晶体接收到的主射线比例以及器官图像获得所述器官图像的去散射图像；叠加所述组织图像的去散射图像和所述器官图像的去散射图像以获得去散射的医学图像。
所述处理器执行所述程序时可用于执行一种医学图像的去散射方法，所述方法还包括：获取射线经过组织模体后，探测器接收到的光子信息；基于探测器晶体位置及所述光子信息确定所述探测器晶体接收到的所有光子能量及主射光子能量；基于所述主射光子能量及所有光子能量获得探测器晶体接收到的主射线比例。
所述处理器执行所述程序时可用于执行一种医学图像的去散射方法，所述方法还包括：获取射线经过器官模体后，探测器接收到的光子信息；基于探测器晶体位置及所述光子信息确定所述探测器晶体接收到的所有光子能量及主射光子能量；基于所述主射光子能量及所有光子能量获得探测器晶体接收到的主射线比例。
本发明实施例还提供了一种计算机可读存储介质，其上存储有计算机程序，该程序被处理器执行时可用于执行本实施例中任意一种方法。
本申请各部分操作所需的计算机程序编码可以用任意一种或多种程序语言编写，包括面向对象编程语言如Java、Scala、Smalltalk、Eiffel、JADE、Emerald、C++、C#、VB.NET、Python等，常规程序化编程语言如C语言、Visual Basic、Fortran 2003、Perl、COBOL 2002、PHP、ABAP，动态编程语言如Python、Ruby和Groovy，或其他编程语言等。该程序编码可以完全在用户计算机上运行、或作为独立的软件包在用户计算机上运行、或部分在用户计算机上运行部分在远程计算机运行、或完全在远程计算机或服务器上运行。在后种情况下，远程计算机可以通过任何网络形式与用户计算机连接，比如局域网(LAN)或广域网(WAN)，或连接至外部计算机(例如通过因特网)，或在云计算环境中，或作为服务使用如软件即服务(SaaS)。
本发明通过将医学图像分割为不同的组织图像以及器官图像，再基于组织图像、器官图像以及预设成像条件下的空拍图像计算得到组织图像中每一个像素点对应的组织的厚度以及器官图像中每一个像素点对应的器官的厚度。再基于组织图像中每一个像素点对应的组织的厚度以及生成医学图像时的成像条件查找组织图像中每一个像素点的主射线比例，基于器官图像中每一个像素点对应的器官的厚度以及生成医学图像时的成像条件查找器官图像中每一个像素点的主射线比例。通过组织图像以及组织图像中每一个像素点的主射线比例得到组织图像的去散射图像；通过器官图像以及器官图像中每一个像素点的主射线比例得到器官图像的去散射图像。最后将组织图像的去散射图像和器官图像的去散射图像进行组合得到去散射的医学图像。本发明可以通过软件的方式去除散射线，不需要通过滤线栅的方式来去除散射线，在一定程度上降低了设备的成本的同时，也提高了设备的普适度。且采用本发明的技术方案，能够较好的去除散射线对生成医学图像时的干扰，获得了符合实际临床需求的图像的同时也降低了受检者接收到的辐射剂量，避免受检者接收不必要的辐射。
以上所述实施例的各技术特征可以进行任意的组合，为使描述简洁，未对上述实施例中的各个技术特征所有可能的组合都进行描述，然而，只要这些技术特征的组合不存在矛盾，都应当认为是本说明书记载的范围。
以上所述实施例仅表达了本发明的几种实施方式，其描述较为具体和详细，但并不能因此而理解为对发明专利范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本发明的保护范围。因此，本发明专利的保护范围应以所附权利要求为准。
Claims (11)
1.一种医学图像的去散射方法，其特征在于，包括：
获取预设成像条件下射线经过不同厚度的组织模体时，探测器晶体接收到的主射线比例；
获取预设成像条件下射线经过不同厚度的器官模体时，探测器晶体接收到的主射线比例；
获取预设成像条件下的空拍图像；
获取医学图像中的组织图像和器官图像；
基于所述组织图像和第一图像获取所述组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度；所述第一图像是指与采集所述医学图像时的成像条件对应的空拍图像中与所述组织图像所在区域对应的空拍图像；其中，对应的空拍图像为利用采集所述医学图像时的成像条件采集得到的空拍图像；
基于所述器官图像和第二图像获取所述器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度；所述第二图像是指与采集所述医学图像时的成像条件对应的空拍图像中与所述器官图像所在区域对应的空拍图像；
基于所述组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度及与采集所述医学图像时的成像条件对应的预设成像条件下射线穿过不同厚度组织模体时探测器晶体接收到的主射线比例以及组织图像获得所述组织图像的去散射图像；其中，与采集所述医学图像时的成像条件对应的预设成像条件为采集所述医学图像时的成像条件；
基于所述器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度及与采集所述医学图像时的成像条件对应的预设成像条件下射线穿过不同厚度器官模体时探测器晶体接收到的主射线比例以及器官图像获得所述器官图像的去散射图像；
叠加所述组织图像的去散射图像和所述器官图像的去散射图像以获得去散射的医学图像。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，
所述基于所述组织图像和第一图像获取所述组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度包括：对所述第一图像和所述组织图像的比值求自然对数后除以组织模体的质量衰减系数；
所述基于所述器官图像和第二图像获取所述器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度包括：对所述第二图像和所述器官图像的比值求自然对数后除以器官模体的质量衰减系数。
3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，
所述基于所述组织图像和第一图像获取所述组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度包括：
对所述第一图像和所述组织图像的比值求自然对数后除以组织模体的质量衰减系数得到组织图像中每一个像素点对应的组织的厚度；
将组织图像中每一个像素点对应的组织的厚度相加后除以组织图像中像素点的个数得到组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度；
所述基于所述器官图像和第二图像获取所述器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度包括：
对所述第二图像和所述器官图像的比值求自然对数后除以器官模体的质量衰减系数得到器官图像中每一个像素点对应的器官的厚度；
将器官图像中每一个像素点对应的器官的厚度相加后除以器官图像中像素点的个数得到器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度。
4.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，
所述基于所述组织图像和第一图像获取所述组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度包括：
对所述第一图像和所述组织图像的比值求自然对数后除以组织模体的质量衰减系数得到组织图像中每一个像素点对应的组织的厚度；
将所述组织图像划分为多个区域；
将每个区域中每一个像素点对应的组织的厚度相加后除以相应区域的像素点个数得到组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度；
所述基于所述器官图像和第二图像获取所述器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度包括：
对所述第二图像和所述器官图像的比值求自然对数后除以器官模体的质量衰减系数得到器官图像中每一个像素点对应的器官的厚度；
将所述器官图像划分为多个区域；
将每个区域中每一个像素点对应的器官的厚度相加后除以相应区域的像素点个数得到器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度。
5.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述基于所述组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度及与采集所述医学图像时的成像条件对应的预设成像条件下射线穿过不同厚度组织模体时探测器晶体接收到的主射线比例以及组织图像获得所述组织图像的去散射图像包括：
根据所述组织图像中每一个像素点的等效厚度、该像素点的位置及采集所述医学图像时的成像条件，确定与该等效厚度对应的厚度的组织模体在对应的预设成像条件下，射线穿过后，与该像素点位置对应的探测器晶体接收到的主射线的比例；其中，对应的预设成像条件为采集所述医学图像时的成像条件；
将所述组织图像各像素点的灰度值乘以与该像素点位置对应的探测器晶体的接收到的主射线比例以获得所述组织图像的去散射图像；
所述基于所述器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度及与采集所述医学图像时的成像条件对应的预设成像条件下射线穿过不同厚度器官模体时探测器晶体接收到的主射线比例以及器官图像获得所述器官图像的去散射图像包括：
根据所述器官图像中每一个像素点的等效厚度、该像素点的位置及采集所述医学图像时的成像条件，确定与该等效厚度对应的厚度的器官模体在对应的预设成像条件下，射线穿过后，与该像素点位置对应的探测器晶体接收到的主射线的比例；其中，对应的预设成像条件为采集所述医学图像时的成像条件；
将所述器官图像各像素点的灰度值乘以与该像素点位置对应的探测器晶体的接收到的主射线比例以获得所述器官图像的去散射图像。
6.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，获取射线经过组织模体时，探测器晶体接收到的主射线的比例包括：
获取射线经过组织模体后，探测器接收到的光子信息；
基于探测器晶体位置及所述光子信息确定所述探测器晶体接收到的所有光子能量及主射光子能量；
基于所述主射光子能量及所有光子能量获得探测器晶体接收到的主射线比例。
7.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，获取射线经过器官模体时，探测器晶体接收到的主射线的比例包括：
获取射线经过器官模体后，探测器接收到的光子信息；
基于探测器晶体位置及所述光子信息确定所述探测器晶体接收到的所有光子能量及主射光子能量；
基于所述主射光子能量及所有光子能量获得探测器晶体接收到的主射线比例。
8.一种医学图像的去散射系统，包括计算机，其中计算机包括存储器、处理器及存储在存储器上并可在处理器上运行的计算机程序，其特征在于，所述处理器执行所述程序时可用于执行一种医学图像的去散射方法，所述方法包括：
获取预设成像条件下射线经过不同厚度的组织模体时，探测器晶体接收到的主射线比例；
获取预设成像条件下射线经过不同厚度的器官模体时，探测器晶体接收到的主射线比例；
获取预设成像条件下的空拍图像；
获取医学图像中的组织图像和器官图像；
基于所述组织图像和第一图像获取所述组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度；所述第一图像是指与采集所述医学图像时的成像条件对应的空拍图像中与所述组织图像所在区域对应的空拍图像；其中，对应的空拍图像为利用采集所述医学图像时的成像条件采集得到的空拍图像；
基于所述器官图像和第二图像获取所述器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度；所述第二图像是指与采集所述医学图像时的成像条件对应的空拍图像中与所述器官图像所在区域对应的空拍图像；
基于所述组织图像中每一个像素点对应的组织的等效厚度及与采集所述医学图像时的成像条件对应的预设成像条件下射线穿过不同厚度组织模体时探测器晶体接收到的主射线比例以及组织图像获得所述组织图像的去散射图像；其中，与采集所述医学图像时的成像条件对应的预设成像条件为采集所述医学图像时的成像条件；
基于所述器官图像中每一个像素点对应的器官的等效厚度及与采集所述医学图像时的成像条件对应的预设成像条件下射线穿过不同厚度器官模体时探测器晶体接收到的主射线比例以及器官图像获得所述器官图像的去散射图像；
叠加所述组织图像的去散射图像和所述器官图像的去散射图像以获得去散射的医学图像。
9.根据权利要求8所述的系统，其特征在于，所述处理器执行所述程序时可用于执行一种医学图像的去散射方法，所述方法还包括：
获取射线经过组织模体后，探测器接收到的光子信息；
基于探测器晶体位置及所述光子信息确定所述探测器晶体接收到的所有光子能量及主射光子能量；
基于所述主射光子能量及所有光子能量获得探测器晶体接收到的主射线比例。
10.根据权利要求8所述的系统，其特征在于，所述处理器执行所述程序时可用于执行一种医学图像的去散射方法，所述方法还包括：
获取射线经过器官模体后，探测器接收到的光子信息；
基于探测器晶体位置及所述光子信息确定所述探测器晶体接收到的所有光子能量及主射光子能量；
基于所述主射光子能量及所有光子能量获得探测器晶体接收到的主射线比例。
11.一种计算机可读存储介质，其上存储有计算机程序，其特征在于，该程序被处理器执行时可用于执行权利要求1-7任一项所述的方法。
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