CN1765324A - 医疗信息处理器、摄影系统和吸收系数校准方法 - Google Patents
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Abstract
本发明提供一种医疗信息处理器、摄影系统和吸收系数校准方法。根据本发明，在执行射束硬化校准时能容易地获得任意穿透厚度的数据。从图像数据服务器读取平行于水假体的投影数据的中心线和X射线管而重建的中心断层图像。将所读取的中心断层图像二维模型化为圆。使用对图像进行二维模型化后的圆的半径和中心坐标来重新配置X射线管、传感器和模型化后的圆。计算重新配置的圆与X射线从X射线管到达传感器的路径的交点A和B，以根据交点A和B来获取水假体的穿透厚度。因此，为了计算当X射线穿透被摄体时的衰减特性，可以容易地收集更大量的关于穿透厚度的传感器的输出值的数据。
Description
技术领域
本发明涉及一种医疗信息处理器、摄影系统和吸收系数校准方法，特别是涉及一种适用于用来执行射束硬化(beamhardening)校准的信息处理器、摄影系统和吸收系数校准方法。
背景技术
有必要考虑从X射线CT(Computed Tomography)装置的辐射源发出的X射线不是单色能量的X射线，而是多色能量的X射线。因为当检测关于穿透被摄体后的X射线的传感器输出值，然后计算X射线穿透断面的射线吸收系数μ时，由被摄体的穿透厚度引起的X射线谱的变化对重建图像(断层图像)具有不良影响。
也就是说，光子在X射线中的能量越低，其衰减越大，并且被摄体的穿透厚度越大，X射线材料越硬(stiffened)(能谱的高能分量相对变大)。因此，如图22所示，相对于穿透厚度理想地、线性地变化的传感器输出值的特性102显示出非线性特性101。
因此，即使如图23A所示使用由均匀材料构成的圆柱体部件103作为被摄体，然后收集该圆柱体部件103的断面104的数据以重建图像，射线吸收系数μ也会在具有大穿透厚度的断面104的中央处变小。因此，如图23B所示，射线吸收系数μ原本应该如特性105所示分布。但是，射线吸收系数μ如特性106所示分布，因而构成断层图像(这种现象称为射束硬化现象)。
因此，除非抑制关于穿透被摄体后的X射线的传感器输出的变化，或者除非监视该变化并考虑到实际穿透被摄体时接收到的变换部分和衰减特性而执行适当的数据校准，否则不能执行准确的检查。在这种情况下，通常采用这样的方法：监视传感器输出的变化，并且执行对应于穿透被摄体后的X射线的传感器输出的变化、以及当X射线穿透被摄体时接收到的衰减特性的预定校准。
这种方法需要获取当X射线穿透被摄体时的衰减特性，并且收集各种穿透厚度的输出值。然后，当收集各种穿透厚度的输出值时，传统上，如日本特开2003-000580和日本特开平03-026241所述，形成具有各种穿透厚度的假体(phantom)，然后计算输出值。
但是，为了计算当X射线穿透被摄体时的衰减特性，需要收集很多数据。此外，如果摄影具有不同穿透厚度的假体，则收集的数据量有限。因此，不能选择任意的穿透厚度，并且对与被摄影的假体的穿透厚度不同的穿透厚度的近似变得非常粗糙。而且，测量很多数据要花与之对应的更长的测量时间。
这样，现有技术存在这样的问题：当射束硬化校准时，很难获取任意穿透厚度的数据。
发明内容
本发明是鉴于上述问题做出的，其目的在于在执行射束硬化校准时，容易地获取任意穿透厚度的数据。
根据本发明的一种信息处理器，包括：输出值读取装置，用来读取生成对象的投影数据的传感器的输出值；穿透厚度计算装置，通过使用根据对象的投影数据重建的三维重建图像数据来计算穿透对象的射线的穿透厚度；以及校准量计算装置，通过使用传感器的输出值与射线的穿透厚度之间的对应关系来计算校准量，以校准射线在对象中的吸收系数。
根据本发明的一种摄影系统，包括：信息处理器；通过使用射线来对对象进行摄影的摄影装置；以及用来生成对象的三维重建数据的重建处理器，其中，重建处理器使用所计算的校准量来执行射束硬化校准，通过反映从射束硬化校准获得的结果来生成被摄体的三维重建数据。
根据本发明的一种吸收系数校准方法，包括以下步骤：读取生成对象的投影数据的传感器的输出值；通过使用根据对象的投影数据重建的三维重建图像数据来计算穿透对象的射线的穿透厚度；以及通过使用传感器的输出值与射线的穿透厚度之间的对应关系来计算用于校准射线在对象中的吸收系数的校准量。
根据本发明的一种计算机程序，使计算机执行以下步骤：读取生成对象的投影数据的传感器的输出值；通过使用根据对象的投影数据重建的三维重建图像数据来计算穿透对象的射线的穿透厚度；以及通过使用传感器的输出值与射线的穿透厚度之间的对应关系来计算用于校准射线在对象中的吸收系数的校准量。
附图说明
图1是示出本发明第一实施例的示意图，示出X射线CT摄影系统的结构的例子；
图2是示出本发明第一实施例的示意图，示出在执行通常的摄影时X射线CT系统的各装置之间的数据流；
图3是示出本发明第一实施例的示意图，示出在计算衰减特性时X射线CT系统的各装置之间的数据流；
图4是示出本发明第一实施例的示意图，示出特性计算器的功能结构的例子；
图5是示出本发明第一实施例的流程图，说明传感器输出读取处理的例子；
图6A和6B是示出本发明第一实施例的示意图，示出输入到X射线CT摄影系统的传感器的传感器线(sensor line)的例子；
图7是示出本发明第一实施例的流程图，说明X射线穿透厚度计算处理；
图8A、8B和8C是示出本发明第一实施例的示意图，示出中心断层图像的例子；
图9是示出本发明第一实施例的示意图，示出对中心断层图像中的水假体的断层图像进行模型化的方式的例子；
图10A和10B是示出本发明第一实施例的示意图，示出在重新配置之前和之后的管、传感器、和中心断层图像之间的配置的例子；
图11是示出本发明第一实施例的示意图，示出X射线从管到达传感器的路径与对中心断层图像中的水假体的断面图像模型化后的圆之间的交点的例子；
图12是示出本发明第一实施例的流程图，说明吸收系数计算处理的例子；
图13A是示出本发明第一实施例的示意图，示出输出值和穿透厚度之间的关系的例子；
图13B是示出本发明第一实施例的示意图，示出表示输出值和穿透厚度之间的关系的近似式；
图13C是示出本发明第一实施例的示意图，示出在表示输出值和穿透厚度之间的关系的近似式上的采样点的例子；
图13D是示出本发明第一实施例的示意图，示出表示输出值和穿透厚度之间的关系的三维样条插值方程的例子；
图13E是示出本发明第一实施例的示意图，示出与表示输出值和穿透厚度之间的关系的近似式有关的理想直线的例子；
图13F是示出本发明第一实施例的示意图，示出输出值和穿透厚度之间的关系的例子；
图13G是示出本发明第一实施例的示意图，示出用于吸收系数校准的查找表的例子；
图14是示出本发明第一实施例的流程图，说明用于获得吸收系数校准量的计算处理的例子；
图15是示出本发明第二实施例的流程图，说明传感器输出读取处理的例子；
图16是示出本发明第二实施例的流程图，说明用于获取X射线穿透厚度的计算处理的例子；
图17A、17B和17C是示出本发明第二实施例的示意图，示出三维重建数据、断层图像的中心、以及对水假体进行三维模型化后的圆柱体的中心轴的例子；
图18A、18B和18C是示出本发明第二实施例的示意图，示出重新配置传感器、管、和水假体的三维重建数据的第一阶段；
图19A、19B是示出本发明第二实施例的示意图，示出重新配置传感器、管、和水假体的三维重建数据的第二阶段；
图20是示出本发明第二实施例的流程图，示出吸收系数计算处理的例子；
图21A、21B、21C、21D、21E和21F是示出本发明的实施例的示意图，示出水假体的形状的例子；
图22是示出与穿透厚度有关的传感器输出值的示意图；
图23A和23B是示出射线吸收系数与穿透厚度之间的关系的示意图。
具体实施方式
第一实施例
下面将参考附图来说明本发明的第一实施例。
在本实施例中，在用于校准发生在X射线CT系统中的射束硬化现象的技术中，以用于计算与被摄体的穿透厚度有关的衰减特性的X射线CT系统为例进行说明。
图1是示出X射线摄影系统的例子的示意图，该系统包括用于计算与被摄体的穿透厚度有关的衰减特性的特性计算器。
在图1中，X射线CT摄影系统具有：X射线CT摄影装置2，用于对被摄体1进行摄影；重建处理器3，用于从被摄影的被摄体1的投影数据中生成重建数据；特性计算器4，用于计算与被摄体1的穿透厚度有关的衰减特性；校准数据服务器5；以及图像数据服务器6。
重建处理器3、特性计算器4、校准数据服务器5和图像数据服务器6通过网络例如因特网等相互连接起来。
这里，校准数据服务器5存储用于校准衰减特性的查找表或校准函数、和被摄体1的理想射线吸收系数。此外，图像数据服务器6存储对被摄体1进行摄影时的投影数据和重建的三维重建数据。
在图1中，校准数据服务器5和图像数据服务器6的数量可以是两个或更多个，以便将其分开并存储每类所存储的数据。相反，校准数据服务器5和图像数据服务器6可以集成为一个服务器。重建处理器3、特性计算器4、校准数据服务器5和图像数据服务器6可以通过例如具有CPU、ROM和RAM、输入装置例如键盘和鼠标的计算机、以及具有监视器的计算机系统来实现。
这里，参考图2和图3来说明本实施例的X射线CT系统中的各装置之间的数据流。
图2示出在执行通常的摄影时的数据流。
在图2中，首先，X射线CT摄影装置2对被摄体1进行摄影。将被摄影的被摄体1的投影数据D1传送并存储到图像数据服务器6。这时，将摄影时的摄影条件数据D2同时传送并存储到图像数据服务器6。
接下来，重建处理器3从图像数据服务器6读取被摄体1的投影数据D1、摄影条件数据D2、和水校准水数据D3，以便重建三维重建数据。这里，水校准水数据D3是水的吸收系数。这样，如果将水校准水数据D3输入到重建处理器3，则能使用由特性计算器4获得的水的理想吸收系数，从而获得比使用物理常数的情况更适合于摄影条件的值，例如系统的特性。因此，能使CT值的精度更高。
接下来，重建处理器3从校准数据服务器5读取用于校准射束硬化现象的数据D4(用于射束硬化校准的数据)。
然后，重建处理器3计算被摄体1的三维重建数据D5。将三维重建数据D5传送并存储到图像数据服务器6。
当执行用于计算重建数据的处理时，执行离散重建区域的重建。说明具体的例子。首先，在旋转被摄体1，以使设在X射线CT摄影装置2中的管2a绕被摄体1相对旋转的同时，从管2a向被摄体1发出X射线。随后，通过被摄体1对着管2a的传感器2b接收穿透被摄体1的X射线，并根据接收到的X射线生成来自多个方向的投影数据D1。然后，使用卷积滤波器(校准滤波器)对所获得的、来自多个方向的投影数据D1执行卷积，并对该卷积结果执行反投影计算(反投影处理)以对投影数据D1进行反投影，然后，生成三维重建数据D5。
图3示出当计算衰减特性时的数据流。
在图3中，首先，X射线CT摄影装置2对作为标准材料(regular material)的水假体31进行摄影。将摄影的投影数据D6传送并保存到图像数据服务器6。这时，将摄影时的摄影条件数据D7同时传送并存储到图像数据服务器6。这里，选择水作为标准材料的原因是人体约90％是由水构成的。因此，能将适合于水的穿透厚度的衰减特性用于对人进行摄影时的衰减特性的校准，即射束硬化校准。
接下来，为了重建水假体31的三维重建数据，重建处理器3从图像数据服务器6读取水假体31的投影数据D6和摄影条件数据D7。
将由重建处理器3重建的水假体31的三维重建数据D8传送并保存到图像数据服务器6。接下来，特性计算器4从图像数据服务器6读取水假体31的三维重建数据D8、水假体31的投影数据D6、以及摄影条件数据D7，以便获得与水的穿透厚度有关的衰减特性。
然后，特性计算器4计算与水的穿透厚度有关的衰减特性，考虑该与水的穿透厚度有关的衰减特性，并将表示与X射线输出中的变化相对应的校准量的数据9作为查找表(吸收系数校准的校准查找表)传送到校准数据服务器5。这时，代替表示与X射线输出中的变化相对应的校准量的数据9，可以将与X射线输出中的变化相对应的校准函数传送到校准数据服务器5。
此外，特性计算器4使用与水的穿透厚度有关的衰减特性，计算水的吸收系数，并将表示算出的水吸收系数的数据D10同样传送到校准数据服务器5。上述查找表或校准函数D9、和表示水吸收系数的数据D10成为上述的射束硬化校准数据4。
下面将详细说明在特性计算器4中执行的处理。
图4是示出特性计算器4的功能结构的例子的示意图。这里，以对水假体31三维模型化为圆柱体为例进行说明。当例如作为特性计算器4的计算机系统的CPU执行应用程序时，实现特性计算器4执行的以下处理。
首先，传感器输出值读取器41从图像数据服务器6读取对水假体31进行摄影时的水假体31的投影数据D6和摄影条件数据D7(传感器输出读取处理)。这里，通过使用图5的流程图来说明传感器输出值读取器41所执行的传感器输出读取处理的例子。
输入对水假体31进行摄影时的摄影条件数据D7(步骤S501)。然后，如图6A所示，根据摄影条件数据D7确定从设在X射线CT摄影装置2的管2a发出的X射线垂直于设在X射线CT摄影装置2的传感器2b的Z轴方向而输入的从Z轴方向的顶端开始的传感器线的编号(步骤S502)。然后，从该传感器线确定中心线CL。图6B是当从X轴方向看图6A时的示意图。
接下来，输入对水假体31进行摄影时的投影数据D6(步骤S503)。这时，投影数据D6的输入的数量是任意的。
接下来，从所输入的投影数据D6中读取中心线CL的数据(步骤S504)。该数据定义为投影线数据。当投影的数量是两个或更多时，有多个投影线数据。然后，对相同位置的投影线数据求平均，并将平均后的投影线数据再次定义为当对水假体31进行摄影时从投影数据D6获得的投影线数据(步骤S505中的是，步骤S506)。将这样获得的投影线数据作为传感器输出读取处理的输出，输出到吸收系数计算器43(步骤S507)。
再参考图4，当上述传感器输出读取处理完成时，X射线穿透厚度计算器42从图像数据服务器6读取水假体31的三维重建数据D8、和对水假体31进行摄影时的摄影条件数据D7，并执行X射线穿透厚度计算处理，该处理用于计算表示X射线穿透水假体31的厚度的穿透厚度。这里，使用图7的流程图来说明由X射线穿透厚度计算器42执行的X射线穿透厚度计算处理的例子。
首先，输入对水假体31进行摄影时的摄影条件数据D7(步骤S701)。然后，如图8A所示，根据摄影条件数据D7来确定从Z轴方向的顶端开始的、从管2a发出的X射线垂直于传感器2b的Z轴方向而输入的传感器线的编号，并确定中心线CL(步骤S702)。图8C是当从X轴方向看图8A时的示意图。
接下来，通过输入位于图像数据服务器6中的三维重建数据D8，获得平行于中心线CL和管2a而重建的断层图像(步骤S703)。将该断层图像定义为中心断层图像801。这时的中心断层图像801具有如图8A和8B所示的关系。图8B是当从Z轴方向看图8A时的示意图。如图8B和8C所示，中心断层图像801、管2a和中心线CL位于相同的平面，并且垂直于传感器2b的Z轴方向。
接下来，中心断层图像801被模型化为圆(步骤S704)。原因如下。即，由于管2a和中心线CL位于相同的平面且垂直于传感器2b的Z轴方向，可将中心断层图像801看作是在平行于底面的平面上切圆柱体(这里是水假体31)。如果试图不使用中心断层图像801，而通过除中心断层图像以外的图像(不垂直于传感器2b的Z轴方向的断层图像)来进行二维模型化，则假设在不平行于底面的平面上切圆柱体(这里是水假体31)。因此，断层图像被二维模型化为椭圆。
图9示出在图8B所示的中心断层图像801中，对水假体31的断层图像802进行模型化的方式的例子。
首先，当对中心断层图像801执行二值化处理(binaryprocess)时，获得中心断层图像801的二值图像901。接下来，当对二值图像901执行边缘抽出处理时，获得水假体31的断层图像802的边缘图像902。
然后，设置多个半径和中心位置变化的测试圆。然后，计算该多个测试圆与水假体31的断层图像802的边缘图像902之间的各误差量，以将具有最小误差量的测试圆确定为在该测试圆处水假体31的断层图像802位于中心断层图像801，并且获得模型化图像903。这里，如果模型化为椭圆，则计算中心、长轴和短轴，而非半径和中心。
再参考图7，使用水假体31的断层图像802位于中心断层图像801时的圆的半径和中心坐标来重新配置管2a、传感器2b和中心断层图像801(步骤S705)。图10A示出重新配置前的管2a、传感器2b和中心断层图像801的配置，图10B示出重新配置后的管2a、传感器2b和中心断层图像801的配置。
在重新配置之前，假设以中心断层图像801的中心为水假体的旋转中心。因此，如图10A所示，中心断层图像801的中心被设置在这样的位置，其与传感器2b的距离等于包括在摄影条件数据D7中的、从传感器2b到被摄体的旋转中心的距离，并且位于垂直连接管2a和传感器2b的直线上。但是，如图10A所示，可能存在中心断层图像801的中心和水假体31的断层图像802的中心不一致的情况。因为执行用于校准重建等时旋转水假体31的旋转轴的位移的处理，因此可能存在中心断层图像801的中心与水假体31的断层图像802的中心不一致的情况。因此，如图10B所示，执行重新配置，以便水假体31的断层图像802的中心位于这样的位置，其与传感器2b的距离等于包括在摄影条件数据D7中的、从传感器2b到被摄体的旋转中心的距离，并且位于垂直连接管2a和传感器2b的直线上。
然后，如图11所示，计算当X射线从管2a到达传感器2b时的路径(y＝f(x))，作为管2a、传感器2b和中心断层图像801所在的平面的直线PH(步骤S706)。
而且，还计算中心线作为管2a、传感器2b和中心断层图像801所在的平面的直线CL(y＝h(x))(步骤S707)。如果当传感器2b由曲线而非直线表示时能更准确地表示，可以使用曲线。
然后，通过求解二次方程来计算如下两条线的交点A、B：直线PH(y＝f(x))，该直线表示当X射线从管到达传感器时的路径；对中心断层图像801中的水假体31的断层图像802模型化后的圆。然后，计算交点A和交点B之间的距离，从而计算穿透厚度(步骤S709)。而且，通过求解线性方程或二次方程来计算表示当X射线从管2a到达传感器2b时的路径的直线PH(y＝f(x))、和表示中心线的直线CL(y＝h(x))的交点C(步骤S710)。该交点C是X射线穿透由交点A和交点B之间的距离计算的穿透厚度到达传感器2b的位置，该对应关系作为与传感器2b的位置有关的穿透厚度输出到吸收系数计算器43(步骤S711)。
对位于投影线数据上的传感器2b的全部位置执行上述步骤S706～S711的处理。但是，并非总是需要对位于投影线数据上的传感器2b的全部位置执行该处理。但是，穿透厚度与传感器2b的位置之间的对应关系的数量越小，最终计算的当X射线穿透水时的衰减特性的精度越低。因此，对于尽可能多的线位置(优选地，对于全部线位置)，较佳获得穿透厚度与传感器2b的位置之间的对应关系。
再参考图4，吸收系数计算器43接收：从传感器输出值读取器41中的传感器输出读取处理的结果得到的投影线数据；以及从X射线穿透厚度计算器42中的X射线穿透厚度计算处理的结果得到的穿透厚度与传感器2b的位置之间的对应关系，然后执行用于计算水的吸收系数的吸收系数计算处理。这里，使用图12的流程图来说明由吸收系数计算器43执行的吸收系数计算处理。
首先，输入投影线数据(步骤S1201)。然后，对所输入的投影线数据进行对数计算(步骤S1202)。因此，从所输入的投影线数据计算传感器线位置的LOG(输出值)。接下来，输入穿透厚度与传感器2b的位置之间的对应关系(步骤S1203)。从如下数据计算与穿透厚度有关的LOG(输出值)：作为步骤S1202的结果的传感器线位置的LOG(输出值)；以及穿透厚度与传感器2b的位置之间的对应关系。因此，以对数形式获得与穿透厚度有关的输出值(步骤S1204)。
然后，输出值(LOG(输出值))与穿透厚度的关系由近似式来表示(步骤S1205)。这里，输出值(LOG(输出值))与穿透厚度的关系如图13A所示。因此，如图13B所示，执行区别近似，使穿透厚度薄的部分由直线(线性方程)S表示，穿透厚度厚的部分由曲线(三次方程)表示。但是，根据摄影条件，可能存在如下更好的情况：通过执行区别近似，使穿透厚度薄的部分由曲线(三次方程)表示，穿透厚度厚的部分由直线(线性方程)表示。因此，这时，允许采用这样的方法：通过执行区别近似，使穿透厚度薄的部分由曲线(三次方程)表示，穿透厚度厚的部分由直线(线性方程)表示。
此外，对于曲线(三次方程)和直线(线性方程)之间的边界，应该为每个数据选择使近似的误差小的最佳位置。因为所获得的近似式被下一个处理使用，因此，将其输出到吸收系数校准量计算器44(步骤S1206)。
接下来，计算近似直线的斜率(步骤S1207)。与穿透厚度有关的输出值(LOG(输出值))是线性的，该事实表示所输入的X射线是单色X射线。因此，该近似直线的事实是理想的关系，该斜率是在该摄影条件下水的吸收系数。这称为水的理想吸收系数。该水的理想吸收系数(表示水的吸收系数的数据D10)还被输出到吸收系数校准量计算器44和校准数据服务器5(步骤S1208)。
返回到图4，吸收系数校准量计算器44接收从吸收系数计算器43中的吸收系数计算处理的结果获得的、近似输出值(LOG(输出值))与穿透厚度的关系的近似式，并且执行用于计算吸收系数的校准量的吸收系数校准量计算处理。这里，使用图14的流程图来说明由吸收系数校准量计算器44执行的吸收系数校准量计算处理的例子。
首先，输入近似输出值(LOG(输出值))与穿透厚度的关系的近似式(步骤S1401)。接下来，如图13C所示，在近似式上选择采样点(图13的白圈)。该采样点是从近似式中的直线部分和三次方程的部分抽取的。该采样点用来执行三次样条插值(步骤S1403)。
因此，如图13D所示，完成三次样条插值方程，该方程表示输出值(LOG(输出值))与穿透厚度的关系，其中，三次方程与线性方程之间的边界是平滑连接的。
接下来，将在步骤S1401输入的表示输出值(LOG(输出值))与穿透厚度的关系的近似式的直线部分设置为理想直线，并将该理想直线如图13E所示进行延伸(步骤S1404)。该理想直线表示所输入的X射线是单色X射线的关系。也就是说，该理想直线表示由水引起的衰减不是由穿透厚度造成的。因此，如图13F所示，将三次样条插值方程上具有一定穿透厚度的点变换到相同穿透厚度的理想直线上。也就是说，将输出值变换(校准)为穿透厚度不引起衰减的输出值(步骤S1405)。
然后，如图13G所示，将该校准前的输出值变换到的值做成表(即，校准前的输出值和校准后的输出值之间的关系)(步骤S1406)。这时，为了以高速执行投影数据的校准处理，可以不使用对数的输出值，而使用该对数的输出值的指数，并以返回常用输出值的状态生成表。这形成吸收系数校准查找表(LUT)D9。然后，将吸收系数校准查找表D9输出到校准数据服务器5(步骤S1407)。
如上所述，特性计算器4生成吸收系数校准查找表D9和水的理想吸收系数(表示水的吸收系数的数据D10)，作为射束硬化校准数据D4。
如上所述，在本实施例中，从图像数据服务器6读取平行于水假体31的投影数据D6的中心线CL和管2a重建的中心断层图像801(三维重建数据D8)，对所读取的中心断层图像801二维模型化为圆，并使用二维模型化后的圆的半径和中心的坐标重新配置管2a、传感器2b和所模型化的圆(中心断层图像801)。然后，计算重新配置的圆与X射线从管2a到达传感器2b的路径PH的交点，然后从交点A、B计算水假体31的穿透厚度。因此，为了准确计算当X射线穿透被摄体1时的衰减特性，能更容易地收集更大量的与穿透厚度有关的传感器2b的输出值的数据。因此，能获得更大量的与穿透厚度有关的传感器2b的输出值的数据，从而准确地计算被摄体1的吸收系数校准查找表D9和被摄体1的理想吸收系数。
此外，当进行X射线摄影时，总是对水假体31进行摄影，以进行水校准(用于变换为CT值的工作)。因此，被摄影的水假体31的投影数据D6能再次用于生成吸收系数校准查找表D9和水的理想吸收系数(表示水的吸收系数的数据D10)，并且能在除水校准以外的操作中有效使用水假体31的投影数据D6。
第二实施例
下面将说明本发明的第二实施例。本实施例与第一实施例的不同之处仅在于在特性计算器4中的处理。因此，在下面的说明中，将省略与第一实施例相同的部分的详细说明。
在第一实施例中，在二维平面上计算X射线的穿透厚度，并生成吸收系数校准查找表D9。相反，本实施例设计为在三维空间中计算X射线的穿透厚度，并生成吸收系数校准查找表(LUT)。
尽管特性计算器4的功能结构与图4所示的功能结构相同，但在各装置41～44中执行的处理的内容与第一实施例不同。
首先，说明由传感器输出值读取器41执行的传感器输出读取处理。在第一实施例中，传感器输出值读取器41生成投影线数据。但是，在三维空间的计算中，因为仅一个线的数据是不够的，因此使用传感器2b的全部线作为投影图像数据。因此，根据图15所示的流程图来执行本实施例中的传感器输出读取处理。
首先，输入对水假体31进行摄影时的摄影条件数据D7(步骤S1501)。然后，输入投影数据D6(步骤S1502)。接下来，判断投影数据D6的输入数量是否是2或更多(步骤S1503)。如果输入数量是1，则将所输入的投影数据D6以其原始状态输出，作为投影图像数据(步骤S1505)。另一方面，如果输入数量是2或更多，则对每个像素计算多个投影图像数据D7的平均值(步骤S1504)，并输出平均投影图像数据(步骤S1505)。
下面将说明由X射线穿透厚度计算器41执行的X射线穿透厚度计算处理。以下将参考图16的流程图来说明在本实施例中执行的X射线穿透厚度计算处理的例子。
首先，输入对水假体31进行摄影时的摄影条件数据D7(步骤S1601)。接下来，输入三维重建数据D8(步骤S1602)。
然后，计算对水假体31三维模型化后的圆柱体的中心轴(步骤S1603)。使用图17A～17C来说明如何计算三维模拟水假体31的圆柱体的中心轴。
图17A是示出三维重建数据D8的例子的示意图。从三维重建数据D8获取相同方向的多个断层图像。然后，对于所获得的断层图像，计算圆心1701a～1701d，如图17B所示。计算圆心1701a～1701d的方法是基于二维模型化计算圆心的方法。这里，如果通过二维模型化为椭圆是更准确的表示，则可以通过椭圆而不使用圆来近似断层图像。然后，如图17C所示，当计算通过从多个断层图像获得的圆心1701a～1701d的直线1702时，直线1702成为圆柱体的中心轴。
返回到图16，重新配置传感器2b、管2a和水假体31的三维重建数据(即圆柱体)D8(步骤S1604)。在重新配置中，计算三维重建数据D8的中心轴与水假体31的三维重建数据的中心轴之间的误差(三维误差)。
图18A、18B、18C、19A和19B示出重新配置传感器2b、管2a和水假体31的三维重建数据D8的方式的例子。图18A是示出如何设置在重新配置中使用的空间的X-Y-Z轴的示意图。该X-Y-Z轴的设置也与其它附图相同。
如图18B所示，以传感器2b与水假体31的三维重建数据D8平行于X-Z轴平面上的X轴的方式，将水假体31的三维重建数据D8重新配置在由摄影条件数据D7计算的位置处。而且，如图18C所示，以传感器2b和水假体31的三维重建数据D8平行于Y-Z轴平面上的Z轴的方式，将水假体31的三维重建数据D8重新配置在由摄影条件数据D7计算的位置处。然后，如图19A和19B所示，重新配置水假体31的三维重建数据D8，以使水假体31的断层图像1901的中心1901a(即，圆心)位于平行于Y-Z轴平面1903的平面上，该平面1903包括垂直连接传感器2b的中心和管2a的直线(在Y轴方向)。
接下来，计算穿透厚度。首先，将X射线从管2a到达传感器2b的路径定义为直线I(步骤S1605)。然后，将传感器2b的表面定义为平面M(步骤S1606)。如果当以曲面表示传感器2b的表面时能得到更准确的表示，则可以将传感器2b的表面定义为曲面M’。
而且，计算直线I与对断层图像1902模型化后的圆柱体的交点(步骤S1607)。该交点能通过求解三次方程来计算。
然后，计算所算出的两个交点之间的距离，以得到穿透厚度(步骤S1608)。而且，计算直线I与平面M或曲面M’的交点(步骤S1609)。该交点也通过求解三次方程来计算。这样算出的交点是与穿透厚度有关的传感器2b的位置。然后，输出与该传感器2b的位置有关的穿透厚度数据(步骤S1610)。然后，判断是否对传感器2b的全部位置计算了穿透厚度(步骤S1611)。对于传感器2b的全部位置，重复步骤S1605～S1610的处理，直到穿透厚度的计算的执行。但是，无需总是对传感器2b的全部位置执行穿透厚度的计算。允许重复执行步骤S1605～S1610的处理，直到获得所需的数据。
这样获得的与传感器2b的位置有关的穿透厚度的数据用来执行吸收系数计算处理。本实施例中的吸收系数计算处理基本上与通过图12的流程图说明的第一实施例的处理相同。但是，一部分输入数据与第一实施例不同。在第一实施例中，在步骤S1201输入投影线数据。但是，在本实施例中，该投影线数据变为投影图像数据。因此，以图20所示的流程图来说明本实施例中的吸收系数计算处理的内容。如上所述，在图20中，除输入投影图像数据的步骤S2001以外的处理与图12所示的流程图相同。因此，省略其说明。
最后，执行吸收系数校准量计算处理。在本实施例中的吸收系数校准量计算处理与通过图14的流程图说明的第一实施例的吸收系数校准量计算处理相同。因此，省略其说明。
这样，特性计算器4生成吸收系数校正和水的理想吸收系数的查找表，作为用于射束硬化校准的数据。
如上所述，即使在三维空间中计算X射线的穿透厚度，也能获得与第一实施例相同的效果。
注意，在第一和第二实施例中，着眼于水校准的水假体31的图像数据D6的使用，并且说明了对水假体31进行摄影的情况。因为能有效使用水假体31的图像数据D6，因此优选采用这种设计。但是，也可以使用除水以外的任何材料。例如，可以使用由丙烯酰基(acryl)构成圆柱体来计算丙烯酰基的衰减特性，或者可以对由钙构成的圆柱体进行摄影以计算钙的衰减特性。因为丙烯酰基具有与水大致相同的吸收系数，因此能使用其代替水的吸收系数。此外，当考虑骨的衰减特性时，可以使用钙的衰减特性。
此外，对假设为圆柱体的水假体31进行三维模型化，以生成吸收系数校准查找表D9。但是，根据水假体31的形状，存在当模型化为椭圆柱体(ellipsoidal cylinder)或多边柱体而非圆柱体时能获得更好的结果的情况。图21A～21F示出水假体的形状的例子。
图21A所示的水假体31a具有圆柱体的形状。因此，对于从三维模型化为圆柱体后的圆柱体中获得的断层图像，优选二维模型化为圆或椭圆。
图21B所示的水假体31b具有椭圆柱体的形状。因此，对于从三维模型化为椭圆柱体后的椭圆柱体中获得的断层图像，优选二维模型化为圆或椭圆。
图21C所示的水假体31c具有扇形柱体的形状。因此，对于从三维模型化为扇形柱体后的扇形柱体中获得的断层图像，优选二维模型化为扇形。
图21D所示的水假体31d具有矩形柱体的形状。因此，对于从三维模型化为矩形柱体后的矩形柱体中获得的断层图像，优选二维模型化为四角形。
图21E所示的水假体31e具有三角柱体的形状。因此，对于从三维模型化为三角柱体后的三角柱体中获得的断层图像，优选二维模型化为三角形。
图21F所示的水假体31f是具有台阶形状的多边柱体。因此，对于从三维模型化为具有台阶形状的多边柱体后的多边柱体中获得的断层图像，优选二维模型化为具有台阶形状的多边形。注意，在三维模型化为多边柱体的情况下，多边柱体的中心轴和作为多边柱体的断层图像的多边形的中心是指重心、内心、外心、以及垂心等。
其它实施例
本发明的范围还包括这样的实施方法：为了操作各种装置以实现上述实施例的功能，将实现实施例的功能的软件的程序代码发送到连接至各种装置的装置或系统的计算机，并根据存储在该系统或装置的计算机(CPU或MPU)中的程序来操作各种装置。
此外，在这种情况下，软件的程序代码本身实现上述实施例的功能。因此，程序代码本身和用来将该程序代码发送到计算机的装置例如存储该程序代码的记录介质构成本发明。作为存储该程序代码的记录介质，例如，可以使用软盘、硬盘、光盘、磁光盘、CD-ROM、磁带、非易失性存储卡、或ROM。
此外，不仅在由于计算机执行所发送的程序代码而实现买施例的功能的情况下，而且在通过在程序代码和运行在计算机上的操作系统或其它应用程序之间共同操作而实现实施例的功能的情况下，该程序代码显然包括在本发明的实施例中。
此外，本发明显然包括这样的情况：在将所发送的程序代码存储在计算机的功能扩展板或连接至计算机的功能扩展单元的存储器中之后，安装在功能扩展板或功能扩展单元上的CPU等根据程序代码的指令执行部分或全部实际处理，通过该处理实现上述例的功能。
Claims (21)
1、一种信息处理器，包括：
输出值读取装置，用来读取生成对象的投影数据的传感器的输出值；
穿透厚度计算装置，通过使用根据对象的投影数据重建的三维重建图像数据来计算穿透对象的射线的穿透厚度；以及
校准量计算装置，通过使用传感器的输出值与射线的穿透厚度之间的对应关系来计算校准量，以校准射线在对象中的吸收系数。
2、根据权利要求1所述的信息处理器，其特征在于：穿透厚度计算装置将对象三维模型化为圆柱体、椭圆柱体、或多边柱体；使用模型化为圆柱体、椭圆柱体、或多边柱体的对象与三维重建图像数据一起计算穿透对象的射线的穿透厚度。
3、根据权利要求2所述的信息处理器，其特征在于：穿透厚度计算装置计算圆柱体、椭圆柱体、或多边柱体的中心轴；计算所算出的中心轴与三维重建图像数据的中心轴之间的三维误差；根据所算出的三维误差来计算穿透对象的射线的穿透厚度。
4、根据权利要求1所述的信息处理器，其特征在于：穿透厚度计算装置将从三维重建图像数据获得的断层图像二维模型化为圆、椭圆或多边形，使用模型化为圆、椭圆或多边形的断层图像来计算穿透对象的射线的穿透厚度。
5、根据权利要求4所述的信息处理器，其特征在于：穿透厚度计算装置抽出从三维重建图像数据获得的断层图像的边缘，以生成表示所抽出的断层图像的边缘的边缘图像，并采用相对于所生成的边缘图像具有最小误差的圆、椭圆或多边形作为对断层图像模型化后的圆、椭圆或多边形。
6、根据权利要求5所述的信息处理器，其特征在于：穿透厚度计算装置将从三维重建图像数据获得的断层图像变换为二进制值，以生成二值图像，并使用所生成的二值图像抽出断层图像的边缘。
7、根据权利要求4所述的信息处理器，其特征在于：穿透厚度计算装置计算圆的中心和半径，以对断层图像进行二维模型化。
8、根据权利要求4所述的信息处理器，其特征在于：穿透厚度计算装置计算椭圆的短轴和长轴，以对断层图像进行二维模型化。
9、根据权利要求4所述的信息处理器，其特征在于：穿透厚度计算装置计算多边形的中心和边长，以对断层图像进行二维模型化。
10、根据权利要求4所述的信息处理器，其特征在于：穿透厚度计算装置使用圆、椭圆、或多边形的中心与从三维重建图像数据获得的断层图像的中心之间的二维误差来计算穿透对象的射线的穿透厚度。
11、根据权利要求3所述的信息处理器，其特征在于：穿透厚度计算装置根据算出的三维误差，在相同的空间内重新配置：圆柱体、椭圆柱体、或多边柱体，传感器，以及用来发射射线的管；计算穿透重新配置的圆柱体、椭圆柱体或多边柱体的射线的穿透厚度。
12、根据权利要求10所述的信息处理器，其特征在于：穿透厚度计算装置根据算出的三维误差，在相同的空间内重新配置：圆、椭圆、或多边形，传感器，以及用来发射射线的管；并计算穿透重新配置的圆、椭圆、或多边形的射线的穿透厚度。
13、根据权利要求11所述的信息处理器，其特征在于：穿透厚度计算装置解三次方程，以计算连接传感器和管的函数与圆柱体、椭圆柱体、或多边柱体的交点，根据算出的交点来计算穿透重新配置的圆柱体、椭圆柱体、或多边柱体的射线的穿透厚度。
14、根据权利要求12所述的信息处理器，其特征在于：穿透厚度计算装置解二次方程，以计算连接传感器和管的函数与圆、椭圆、或多边形的交点，根据算出的交点来计算穿透重新配置的圆、椭圆、或多边形的射线的穿透厚度。
15、根据权利要求1所述的信息处理器，其特征在于，校准量计算装置还包括：
近似装置，用来计算近似式，以近似传感器的输出值和穿透对象的射线的穿透厚度之间的对应关系；
吸收系数计算装置，通过使用近似式来计算均匀对象的理想吸收系数；以及
校准值生成装置，用来生成用于校准传感器的输出值、以使对象的吸收系数变为理想吸收系数的校准函数或查找表。
16、根据权利要求15所述的信息处理器，其特征在于：近似装置对传感器的输出值取对数，并通过使用低次多项式方程和直线来近似取对数的传感器的输出值与穿透对象的射线的穿透厚度之间的对应关系。
17、根据权利要求15所述的信息处理器，其特征在于：校准值生成装置将低次多项式方程中的传感器的输出值变换为直线中的传感器的输出值，使用变换后的传感器的输出值生成用于校准传感器的输出值的校准函数或查找表。
18、根据权利要求15所述的信息处理器，其特征在于：吸收系数计算装置为近似式设置采样点，使用样条插值对该采样点进行插值，以通过使用所插值的采样点来插值近似式，通过使用所插值的近似式来计算对象的理想吸收系数。
19、根据权利要求1所述的信息处理器，其特征在于：穿透厚度计算装置计算穿透对象到达传感器的射线的穿透厚度。
20、一种摄影系统，包括：
根据权利要求1所述的信息处理器；
通过使用射线来对对象进行摄影的摄影装置；以及
用来生成对象的三维重建数据的重建处理器，
其中，重建处理器使用所计算的校准量来执行射束硬化校准，通过反映从射束硬化校准获得的结果来生成被摄体的三维重建数据。
21、一种吸收系数校准方法，包括以下步骤：
读取生成对象的投影数据的传感器的输出值；
通过使用根据对象的投影数据重建的三维重建图像数据来计算穿透对象的射线的穿透厚度；以及
通过使用传感器的输出值与射线的穿透厚度之间的对应关系来计算用于校准射线在对象中的吸收系数的校准量。
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Publications (2)
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Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN101978288B (zh) * | 2008-03-21 | 2013-03-27 | 株式会社岛津制作所 | 二维位置图校准方法 |
| CN103648392A (zh) * | 2011-07-12 | 2014-03-19 | 株式会社日立医疗器械 | X射线ct装置、计算装置、x射线ct装置用记录介质以及x射线ct装置的维护方法 |
| TWI463163B (zh) * | 2012-12-26 | 2014-12-01 | Mitsubishi Electric Corp | 線量分布測定裝置 |
| CN104605880A (zh) * | 2014-12-30 | 2015-05-13 | 沈阳东软医疗系统有限公司 | 一种硬化效应数据的生成方法和装置 |
| CN109363703A (zh) * | 2018-10-18 | 2019-02-22 | 清华大学 | Ct系统能谱不一致性的校正方法 |
| WO2020238817A1 (en) * | 2019-05-24 | 2020-12-03 | Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. | Systems and methods for processing x-ray images |
Families Citing this family (18)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4438053B2 (ja) * | 2004-05-11 | 2010-03-24 | キヤノン株式会社 | 放射線撮像装置、画像処理方法及びコンピュータプログラム |
| JP2006000225A (ja) * | 2004-06-15 | 2006-01-05 | Canon Inc | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP4769441B2 (ja) * | 2004-08-19 | 2011-09-07 | キヤノン株式会社 | 画像処理装置及び画像処理方法 |
| KR100948047B1 (ko) * | 2006-06-29 | 2010-03-19 | 주식회사 메디슨 | 초음파 영상을 형성하는 초음파 시스템 및 방법 |
| DE102006049309B4 (de) * | 2006-10-19 | 2008-07-24 | Tomtec Imaging Systems Gmbh | Verfahren, Vorrichtung und Computerprogrammprodukt zum Auswerten von medizinischen Bilddatensätzen |
| US7885483B2 (en) * | 2006-11-24 | 2011-02-08 | National Synchrotron Radiation Research Center | Image alignment method |
| JP4858617B2 (ja) * | 2007-11-29 | 2012-01-18 | 株式会社島津製作所 | 断層撮影装置 |
| US20090268953A1 (en) * | 2008-04-24 | 2009-10-29 | Apteryx, Inc. | Method for the automatic adjustment of image parameter settings in an imaging system |
| US7775714B2 (en) * | 2008-04-24 | 2010-08-17 | Crucs Holdings, Llc | Methods of assessing performance in an imaging system |
| US20100139733A1 (en) * | 2009-08-18 | 2010-06-10 | General Electric Company | Fused wiring harness for a photovoltaic system |
| US8818058B2 (en) * | 2009-11-30 | 2014-08-26 | Toshiba Medical Systems Corporation | Method for determining a correction function for correcting computed tomographic numbers of a small target object in a CT image |
| US9579073B2 (en) | 2010-05-07 | 2017-02-28 | Apteryx, Inc. | System and method for dentition specific image enhancement |
| CN103512908B (zh) * | 2012-06-20 | 2016-07-27 | 上海联影医疗科技有限公司 | 确定射线段衰减系数的方法及装置、计算射线衰减的方法 |
| KR101945718B1 (ko) | 2012-08-03 | 2019-02-11 | 삼성전자주식회사 | 물질 정보 검출 장치, 팬텀 정보 기록 장치 및 그 동작 방법 |
| US9151854B2 (en) | 2012-08-03 | 2015-10-06 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Information detection apparatus, phantom information recording apparatus and operation method thereof |
| KR102393294B1 (ko) * | 2014-09-26 | 2022-05-03 | 삼성전자주식회사 | 의료 영상 장치 및 의료 영상 장치의 제어 방법 |
| WO2016177903A1 (en) * | 2015-05-07 | 2016-11-10 | Koninklijke Philips N.V. | Beam hardening correction for scanning dark field and phase contrast imaging |
| US10922855B2 (en) * | 2017-11-30 | 2021-02-16 | Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. | Systems and methods for determining at least one artifact calibration coefficient |
Family Cites Families (28)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4149248A (en) * | 1975-12-23 | 1979-04-10 | Varian Associates, Inc. | Apparatus and method for reconstructing data |
| CA1111575A (en) * | 1977-01-19 | 1981-10-27 | General Electric Company | Apparatus and method for reconstructing data |
| JPS6040940A (ja) * | 1983-08-16 | 1985-03-04 | Toshiba Corp | 断層撮影装置 |
| JPS6040941A (ja) * | 1983-08-16 | 1985-03-04 | Toshiba Corp | 断層撮影装置 |
| JPS6157840A (ja) * | 1984-08-29 | 1986-03-24 | Toshiba Corp | 放射線断層検査装置 |
| JPH0326241A (ja) * | 1989-06-23 | 1991-02-04 | Yokogawa Medical Syst Ltd | Ｘ線等の放射線の線質硬化の測定法と測定装置 |
| US5751243A (en) * | 1990-10-29 | 1998-05-12 | Essex Corporation | Image synthesis using time sequential holography |
| US5245648A (en) * | 1991-04-05 | 1993-09-14 | The United States Of America As Represented By The United States Department Of Energy | X-ray tomographic image magnification process, system and apparatus therefor |
| US5293312A (en) * | 1991-06-20 | 1994-03-08 | Waggener Robert G | Method and apparatus for computing tomographic scans |
| JP3204701B2 (ja) * | 1991-11-14 | 2001-09-04 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | ビームハードニング補正方法 |
| JPH05261092A (ja) * | 1992-03-18 | 1993-10-12 | Hitachi Medical Corp | ビームハードニング補正機能を持つｘ線ｃｔ装置 |
| JP3142079B2 (ja) * | 1992-03-19 | 2001-03-07 | 株式会社日立製作所 | 光ｃｔ装置 |
| US5307254A (en) * | 1992-10-23 | 1994-04-26 | The Genlyte Group Incorporated | Light fixture with detachable rear mounting box |
| JPH06142094A (ja) * | 1992-11-10 | 1994-05-24 | Hitachi Medical Corp | ビームハードニング補正機能を持つｘ線ｃｔ装置 |
| JP3408848B2 (ja) * | 1993-11-02 | 2003-05-19 | 株式会社日立メディコ | 散乱ｘ線補正法及びｘ線ｃｔ装置並びに多チャンネルｘ線検出器 |
| BR9509814A (pt) * | 1994-11-22 | 1997-10-21 | Analogic Corp | Normalização de dados de imagem tomográfica |
| US6115487A (en) * | 1998-01-08 | 2000-09-05 | General Electric Company | Correction algorithm for bone-induced spectral artifacts in computed tomograph imaging |
| DE10035984C1 (de) * | 2000-07-24 | 2002-01-31 | Siemens Ag | Röntgen-Computertomographieeinrichtung |
| CN1469721A (zh) * | 2000-10-11 | 2004-01-21 | �����ɷ� | X射线图像的分析方法和装置 |
| JP4854137B2 (ja) | 2001-06-21 | 2012-01-18 | 株式会社東芝 | 医用画像診断装置 |
| JP3802869B2 (ja) * | 2002-12-02 | 2006-07-26 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | ビームハードニング後処理方法およびｘ線ｃｔ装置 |
| JP4142482B2 (ja) * | 2003-04-04 | 2008-09-03 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Ｘ線ｃｔ装置 |
| CN1296011C (zh) * | 2003-07-16 | 2007-01-24 | 东软飞利浦医疗设备系统有限责任公司 | 一种ct机射束硬化的校正方法 |
| US6950494B2 (en) * | 2003-09-11 | 2005-09-27 | Siemens Medical Solutions, Usa | Method for converting CT data to linear attenuation coefficient map data |
| CN100399998C (zh) * | 2003-12-29 | 2008-07-09 | Ge医疗系统环球技术有限公司 | X射线ct装置 |
| JP4498023B2 (ja) | 2004-06-15 | 2010-07-07 | キヤノン株式会社 | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP2006000225A (ja) | 2004-06-15 | 2006-01-05 | Canon Inc | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP2006046200A (ja) | 2004-08-05 | 2006-02-16 | Hitachi Ltd | ディーゼル内燃機関用排ガス浄化フィルタとその製造方法及び排ガス浄化装置 |
-
2004
- 2004-09-03 JP JP2004257623A patent/JP4585815B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
2005
- 2005-09-02 US US11/217,609 patent/US7238947B2/en active Active
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- 2005-09-02 EP EP05255399A patent/EP1635296B1/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN101978288B (zh) * | 2008-03-21 | 2013-03-27 | 株式会社岛津制作所 | 二维位置图校准方法 |
| CN103648392A (zh) * | 2011-07-12 | 2014-03-19 | 株式会社日立医疗器械 | X射线ct装置、计算装置、x射线ct装置用记录介质以及x射线ct装置的维护方法 |
| CN103648392B (zh) * | 2011-07-12 | 2016-01-13 | 株式会社日立医疗器械 | X射线ct装置、计算装置以及x射线ct装置的维护方法 |
| TWI463163B (zh) * | 2012-12-26 | 2014-12-01 | Mitsubishi Electric Corp | 線量分布測定裝置 |
| CN104605880A (zh) * | 2014-12-30 | 2015-05-13 | 沈阳东软医疗系统有限公司 | 一种硬化效应数据的生成方法和装置 |
| CN104605880B (zh) * | 2014-12-30 | 2017-06-16 | 沈阳东软医疗系统有限公司 | 一种硬化效应数据的生成方法和装置 |
| US10092267B2 (en) | 2014-12-30 | 2018-10-09 | Shenyang Neusoft Medical Systems Co., Ltd. | Generating material hardening effect data |
| CN109363703A (zh) * | 2018-10-18 | 2019-02-22 | 清华大学 | Ct系统能谱不一致性的校正方法 |
| CN109363703B (zh) * | 2018-10-18 | 2020-05-19 | 清华大学 | Ct系统能谱不一致性的校正方法 |
| WO2020238817A1 (en) * | 2019-05-24 | 2020-12-03 | Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. | Systems and methods for processing x-ray images |
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