FR2872659A1 - Procede et appareil pour une reconstruction directe en imagerie par tomosynthese - Google Patents
Procede et appareil pour une reconstruction directe en imagerie par tomosynthese Download PDFInfo
- Publication number
- FR2872659A1 FR2872659A1 FR0506432A FR0506432A FR2872659A1 FR 2872659 A1 FR2872659 A1 FR 2872659A1 FR 0506432 A FR0506432 A FR 0506432A FR 0506432 A FR0506432 A FR 0506432A FR 2872659 A1 FR2872659 A1 FR 2872659A1
- Authority
- FR
- France
- Prior art keywords
- projection
- image
- projection images
- acquisition
- geometry
- 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
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
- G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
- G06T11/008—Specific post-processing after tomographic reconstruction, e.g. voxelisation, metal artifact correction
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
- G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
- G06T11/005—Specific pre-processing for tomographic reconstruction, e.g. calibration, source positioning, rebinning, scatter correction, retrospective gating
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T2211/00—Image generation
- G06T2211/40—Computed tomography
- G06T2211/424—Iterative
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T2211/00—Image generation
- G06T2211/40—Computed tomography
- G06T2211/436—Limited angle
Abstract
II est proposé une technique pour reconstruire directement des images tridimensionnelles acquises en imagerie par tomosynthèse. Le procédé prévoit un prétraitement (54) d'un ensemble d'images de projection basé sur la géométrie d'acquisition avant une reconstruction directe (56) des images de projection. En outre, la technique prévoit un post-traitement (58) des données d'image reconstruite comme désiré pour améliorer la qualité d'image. Si désiré, le processus de reconstruction directe peut être itéré un nombre de fois défini, ou jusqu'à ce qu'un critère de seuil désiré soit satisfait, par exemple concernant la qualité d'image.
Description
PROCEDE ET APPAREIL POUR UNE RECONSTRUCTION DIRECTE EN
IMAGERIE PAR TOMOSYNTHESE
La présente invention porte globalement sur le domaine de la reconstruction d'images dans des systèmes de tomosynthèse à rayons X, et en particulier sur la 5 reconstruction directe d'images de tomosynthèse.
Dans les techniques d'imagerie tridimensionnelle (3D) à rayons X, tels que la tomosynthèse à rayons X, des images de projection sont acquises pour des positions variables d'une ou plusieurs sources de rayons X par rapport à l'objet exploré. Par exemple, en tomosynthèse à rayons X, des rayons X sont émis par une ou plusieurs sources de rayons X, et sont généralement collimatés avant de passer à travers l'objet exploré. Les rayons X atténués sont ensuite détectés par un ensemble d'éléments détecteurs. Chaque élément détecteur produit un signal basé sur l'intensité des rayons X atténués, et les signaux obtenus sont traités pour produire les images de projection. A partir de ces images de projection, une image volumétrique tridimensionnelle de l'objet analysé est reconstruite. L'image volumétrique reconstruite est typiquement agencée en tranches, qui sont généralement parallèles au plan du détecteur.
En imagerie par tomosynthèse, il est typique d'acquérir les radiographies de projection, c'est-à-dire les images, à partir de quelques angles seulement inclus dans un intervalle angulaire relativement étroit de la source de rayons X par rapport à l'objet exploré. Malgré l'étroitesse de l'intervalle dans lequel les images de projection sont acquises, il est encore généralement possible de reconstruire une représentation tridimensionnelle de tout ou partie du volume exploré. Globalement, certains des défis à relever par n'importe quelle technique de reconstruction par tomosynthèse sont une séparation efficace des tissus sus-jacents, une accentuation de contraste, en particulier de petites structures, et une minimisation des artefacts. Toutefois, en raison du fait que les données acquises en tomosynthèse sont limitées ou incomplètes, une reconstruction parfaite au sens mathématique n'est pas possible. De ce fait, les images volumétriques reconstruites à partir d'une acquisition de tomosynthèse peuvent présenter des artefacts, par exemple dus à des structures très contrastées dans le volume exploré.
Les techniques de reconstruction directe utilisées en tomosynthèse, telles qu'une reconstruction par des algorithmes de décalage et addition ou une simple rétroprojection, sont généralement rapides et efficaces en calculs, puisqu'elles permettent la reconstruction d'un ensemble de données d'image tridimensionnelle en une seule étape de reconstruction. Elles permettent aussi de ne reconstruire que de petits sous-volumes du volume exploré. Malheureusement, la plupart des procédés de reconstruction directe offrent une relativement faible qualité d'image avec un faible contraste et un niveau important d'artefacts. D'autres techniques de reconstruction telles que des techniques de reconstruction algébrique (ART) améliorent la qualité d'image en employant une étape itérative. En particulier, ces types de techniques de reconstruction itérative exécutent typiquement une reconstruction initiale suivie par des mises à jour itératives de l'ensemble de données d'image tridimensionnelle jusqu'à ce qu'un certain critère de seuil soit satisfait.
Toutefois, les techniques de reconstruction itérative peuvent être lourdes en calculs car elles impliquent généralement la reconstruction d'une image tridimensionnelle de la totalité du volume exploré, pas seulement d'un sous-volume. De plus, elles mettent généralement à jour l'image tridimensionnelle entière, typiquement en au moins cinq à dix itérations ou plus, ce qui peut imposer de lourds calculs.
Des formes de réalisation de la présente invention résolvent ces problèmes, ainsi que d'autres. Dans une forme de réalisation de la présente technique, il est proposé un procédé de génération d'un ensemble de données d'image tridimensionnelle. Le procédé comprend une étape consistant à prétraiter un ensemble d'images de projection en se basant sur une géométrie d'acquisition associée à l'acquisition de l'ensemble d'images de projection. Le procédé comprend en outre une étape consistant à reconstruire directement l'ensemble d'images de projection prétraitées afin de générer l'ensemble de données d'image tridimensionnelle.
Le prétraitement de l'ensemble d'images de projection peut comprendre le fait de filtrer l'ensemble d'images de projection en se basant sur une géométrie d'acquisition associée à l'acquisition de l'ensemble d'images de projection, et/ou de recombiner l'ensemble d'images de projection afin de générer une ou plusieurs images de projection recombinées. La recombinaison de l'ensemble d'images de projection peut être effectuée dans au moins un domaine parmi le domaine de Fourier et le domaine image.
Dans une autre forme de réalisation de la présente technique, il est proposé un système d'imagerie. Le système comprend une source de rayons X configurée pour émettre des rayons X à travers un volume d'intérêt depuis différents emplacements par rapport à l'objet exploré, et un détecteur configuré pour générer un ensemble d'images de projection à partir des signaux. Le système comprend aussi un circuit de traitement de signaux configuré pour générer un ensemble d'images de projection à partir des signaux. De plus, le système comprend un circuit de traitement configuré pour traiter au moins les signaux et/ou l'ensemble d'images de projection en se basant sur la géométrie d'acquisition. Le système comprend en outre un circuit de reconstruction configuré pour reconstruire directement l'ensemble d'images de projection afin de générer un ensemble de données d'image tridimensionnelle.
Le circuit de traitement peut être configuré pour prétraiter chaque image de projection en se basant sur la géométrie de l'au moins une source de rayons X, du détecteur et du volume d'intérêt au cours de l'acquisition des signaux utilisés pour générer l'image de projection respective; et/ou pour prétraiter chaque image de projection par au moins un filtrage de chaque image de projection transversalement à une trajectoire d'imagerie comprenant la trajectoire des émissions de rayons X depuis l'au moins une source de rayons X par rapport à au moins le volume d'intérêt et/ou le détecteur au cours de l'acquisition des signaux utilisés pour générer l'image de projection respective; et/ou pour post-traiter l'ensemble de données d'image tridimensionnelle en se basant au moins sur la géométrie de l'au moins une source de rayons X, du détecteur et du volume d'intérêt au cours de l'acquisition de signaux.
Il est en outre proposé un système de traitement d'images, comprenant un circuit de traitement configuré pour traiter chaque image de projection d'un ensemble d'images de projection en se basant sur une géométrie d'acquisition, et un circuit de reconstruction configuré pour reconstruire directement l'ensemble d'images de projection traitées afin de générer un ensemble de données d'image tridimensionnelle.
Le circuit de traitement peut être configuré pour traiter chaque image de projection par au moins filtrage transversal de chaque image de projection, transversalement par rapport à la géométrie d'acquisition.
Les avantages et caractéristiques précédents ainsi que d'autres de l'invention 5 ressortiront à l'étude de la description détaillée suivante illustrée par les dessins dans lesquels: la figure 1 est un schéma d'un exemple de système d'imagerie prenant la forme d'un système de tomosynthèse servant à balayer un objet selon des aspects de la présente technique; la figure 2 est un organigramme décrivant des exemples d'étapes pour une reconstruction directe de données d'image de tomosynthèse selon des aspects de la présente technique; et la figure 3 est un organigramme décrivant plus en détail des aspects du processus de la figure 2.
La présente technique fournit une meilleure qualité d'image dans des images générées en utilisant une reconstruction directe. Comme décrit plus haut, les techniques de reconstruction directe n'exigent généralement pas de reconstruire l'ensemble complet de données d'image tridimensionnelle, et peuvent de ce fait être efficaces en calculs. De plus, les techniques de reconstruction directe ne sont généralement pas de nature itérative. Les présentes techniques peuvent globalement être utilisées dans divers contextes d'imagerie, incluant l'imagerie médicale, le contrôle non destructif de pièces industrielles, et le filtrage de bagages ou paquets. Dans la mesure où les passages qui suivent décrivent une forme de réalisation ou mise en oeuvre particulière, telle que l'imagerie médicale, on gardera en mémoire le fait qu'une telle forme de réalisation ou mise en oeuvre est simplement un exemple, et n'est pas destinée à limiter le champ d'application des présentes techniques ou à restreindre autrement leur applicabilité globale à d'autres contextes de l'imagerie.
A propos maintenant des figures, la figure 1 représente un système d'imagerie 10 qui peut être utilisé pour acquérir, traiter et/ou reconstruire des images de projection 30 selon les présentes techniques. Le système 10 est représenté à titre d'exemple sous la forme d'un système de tomosynthèse, mais les personnes ayant des compétences ordinaires dans l'art comprendront que les présentes techniques peuvent être appliquées à d'autres modalités d'imagerie. Le système d'imagerie 10 comprend une source 12 de rayonnement, tel qu'un tube à rayons X. La source 12 peut être configurée pour se déplacer librement ou le long d'une ou plusieurs trajectoires configurées par rapport à l'objet exploré. La source 12 peut comprendre des composants de support et de filtrage associés. Bien que la source 12 puisse, dans certaines mises en oeuvre, comprendre un seul émetteur de rayonnement, tel que le tube à rayons X mobile décrit, dans d'autres mises en oeuvre la source 12 peut en fait comprendre de multiples émetteurs de rayonnement. Par exemple, la source 12 peut être constituée d'au moins deux tubes à rayons X ou émetteurs de rayons X à solide, configurés de manière à n'émettre un rayonnement qu'à partir d'un seul emplacement à la fois. Dans des configurations dans lesquelles la source 12 comprend de multiples émetteurs, les émetteurs peuvent être fixes, de sorte que chaque émetteur émet un rayonnement à partir d'un seul emplacement, ou peuvent être mobiles, de sorte qu'un ou plusieurs des émetteurs peuvent émettre un rayonnement à partir de multiples emplacements. Quelle que soit la mise en oeuvre, la source 12 est capable d'émettre un rayonnement depuis différentes positions par rapport à l'objet exploré au cours d'une session d'imagerie. Dans le cas où la source 12 comprend des éléments mobiles, la source de rayons X peut être statique ou mobile au cours d'une exposition.
Un flux de rayonnement 16, typiquement des rayons X, est émis par la source 12. Une portion du rayonnement 20 passe à travers ou autour de l'objet exploré, tel qu'un patient, et frappe un groupement de détecteurs, globalement repéré 22. Les éléments détecteurs du groupement 22 produisent des signaux électriques qui représentent l'intensité des rayons X incidents. Ces signaux sont acquis et traités pour former une image de projection, qui est ensuite utilisée pour reconstruire des images volumétriques des caractéristiques internes de l'objet. Un collimateur 23 peut définir la taille et la forme du flux de rayonnement 16 qui émerge de la source 12.
La source 12 est typiquement commandée par un organe de commande système 30 24 qui fournit des signaux d'alimentation et de commande pour des séquences d'examen par tomosynthèse, incluant le positionnement de la source 12 par rapport à l'objet 18 et au détecteur 22. En outre, le détecteur 22 est couplé à l'organe de commande système 24, qui commande l'acquisition des signaux générés dans le détecteur 22. L'organe de commande système 24 peut aussi exécuter diverses fonctions de traitement et de filtrage de signaux, telles que pour un réglage initial de gammes dynamiques, un entrelacement de données d'image numériques, etc. Globalement, l'organe de commande système 24 commande le fonctionnement du système d'imagerie pour exécuter des protocoles d'examen et pour traiter les données acquises. Dans le présent contexte, l'organe de commande système 24 peut aussi comprendre un circuit de traitement de signaux, typiquement basé sur un ordinateur numérique polyvalent ou à application spécifique, un circuit de mémoire 38 associé pour stocker des programmes et sous-programmes exécutés par l'ordinateur 36 ainsi que des paramètres de configuration et des données d'image, un circuit d'interface, etc. Selon une forme de réalisation de la présente technique, le circuit de traitement de signaux dans l'organe de commande système 24 peut être configuré pour générer un ensemble d'images de projection à partir des signaux générés par le détecteur 22. Comme l'apprécieront les personnes ayant des compétences ordinaires dans l'art, l'organe de commande système 24 et ses composants individuels peuvent faire partie de l'ordinateur polyvalent ou à application spécifique 36 ou peuvent simplement communiquer avec l'ordinateur 36.
Dans la forme de réalisation représentée sur la figure 1, l'organe de commande système 24 est couplé à un sous-système de positionnement 26 qui positionne la source de rayons X 12 par rapport à l'objet 18 et au détecteur 22. Dans des variantes, le sous-système de positionnement 26 peut déplacer le détecteur 22 ou même l'objet 18 au lieu de la source 12 ou en plus de la source 12. Dans une autre forme de réalisation, plusieurs composants peuvent être mobiles, commandés par le sous-système de positionnement 26. Des projections radiographiques peuvent donc être obtenues sous divers angles à travers l'objet 18 en changeant les positions relatives de la source 12, de l'objet 18 et du détecteur 22 à l'aide du sous-système de positionnement 26. Un organe de commande de moteur 32 faisant partie de l'organe de commande système 24 peut être utilisé pour commander le mouvement du sous-système de positionnement 26.
Comme indiqué plus haut, certains systèmes peuvent employer des sources de rayonnement distribuées, c'est-à-dire de multiples émetteurs, et ces systèmes peuvent ne pas nécessiter un tel déplacement de la source 12. De manière similaire, dans certaines formes de réalisation, plusieurs détecteurs peuvent être utilisés. Dans d'autres formes de réalisation, des détecteurs autres que des détecteurs bidimensionnels peuvent être utilisés (par exemple des détecteurs linéaires), et les images de projection sont formées par lecture de ces détecteurs pour plusieurs positions variables du détecteur.
De plus, comme l'apprécieront les personnes ayant des compétences dans l'art, la source 12 de rayonnement peut être commandée par un organe de commande de rayons X 30 faisant partie de l'organe de commande système 24. En particulier, l'organe de commande de rayons X 30 peut être configuré pour fournir des signaux de puissance et de minutage à la source 12. De cette manière, l'organe de commande de rayons X 30 peut commander le minutage et les caractéristiques des émissions de rayonnement par la source 12 pendant que l'organe de commande de moteur 32 commande la position de la source 12, le cas échéant.
En outre, l'organe de commande système 24 représenté comprend aussi un système d'acquisition de données 34. Le détecteur 22 est typiquement couplé à l'organe de commande système 24, et plus précisément au système d'acquisition de données 34. Le système d'acquisition de données 34 reçoit typiquement des données collectées par les circuits électroniques de lecture du détecteur 22. Par exemple, le système d'acquisition de données 34 peut recevoir des signaux analogiques échantillonnés provenant du détecteur 22 et convertir les données en signaux numériques en vue d'un traitement subséquent par l'ordinateur 36.
Les données collectées par le système d'acquisition de données 34 peuvent être transmises à un circuit de traitement de l'ordinateur 36 ou au circuit de mémoire 38 associé. On comprendra que n'importe quel type de mémoire apte à stocker un grand volume de données peut être utilisé par cet exemple de système 10. L'ordinateur 36 peut aussi être configuré pour recevoir des instructions et des paramètres de balayage d'un opérateur via un poste de travail d'opérateur 40, typiquement équipé d'un clavier et autres dispositifs d'entrée. Selon un ou plusieurs aspects de la présente technique, l'ordinateur 36 peut comprendre un circuit de prétraitement configuré pour prétraiter les images de projection en se basant sur la géométrie de la source 12, du détecteur 22 et du volume d'intérêt au cours de l'acquisition des signaux. En particulier, le prétraitement peut être basé sur la position relative de la source 12, du détecteur 22 et du volume d'intérêt (ou de l'objet exploré) au cours de chaque exposition, ainsi que sur l'ensemble des positions respectives pour l'acquisition complète. En outre, le prétraitement peut aussi être basé sur la forme et l'orientation de l'objet ainsi que du détecteur. Tous ces différents facteurs seront appelés collectivement "géométrie d'acquisition" de l'acquisition. De plus, l'ordinateur 36 peut aussi comprendre un circuit de reconstruction configuré pour reconstruire directement l'ensemble d'images de projection prétraitées afin de générer un ensemble de données d'image tridimensionnelle. En outre, l'ordinateur 36 peut aussi comprendre un circuit de post-traitement configuré pour post-traiter l'ensemble de données d'image tridimensionnelle en se basant sur la géométrie de la source 12, du détecteur 22 et du volume d'intérêt au cours de l'acquisition des signaux. Des images volumétriques reconstruites peuvent être transmises au dispositif d'affichage 42 pour être visualisées et/ou à la mémoire 38 pour être stockées.
Comme indiqué plus haut, un opérateur peut commander le système 10 via des dispositifs d'entrée. L'opérateur peut de ce fait lancer une séquence d'imagerie, observer l'image volumétrique reconstruite et d'autres données relatives au système d'imagerie 10, etc. Toutes ces fonctions peuvent être exécutées par un seul ordinateur ou peuvent être réparties parmi plusieurs ordinateurs, tels que des stations de travail à application spécifique, c'est-à-dire des postes de reconstruction, des postes de visualisation, des postes de travail d'opérateur 40, etc. En outre, un dispositif d'affichage 42 couplé à la station de travail d'opérateur 40 peut être utilisé pour observer les images de projection acquises, l'image volumétrique reconstruite, ou une version convenablement traitée de cette dernière, et pour faciliter la commande du système d'imagerie 10. De plus, l'image reconstruite peut être imprimée sur une imprimante 43 qui peut être couplée à l'ordinateur 36 et/ou au poste de travail d'opérateur 40. En outre, le poste de travail d'opérateur 40 peut aussi être couplé à un système d'archivage et de transmission d'images (PACS) 44 servant à stocker les images de projection reconstruites ou les images de projection acquises. On remarquera que le PACS 44 peut être couplé à un utilisateur distant 46, un système informatique de service de radiologie (RIS), un système informatique d'hôpital (HIS) ou un réseau interne ou externe, pour que d'autres personnes se trouvant en des lieux différents puissent accéder aux données d'image et autres informations pertinentes.
On remarquera en outre que l'ordinateur 36 et le poste de travail d'opérateur 40 peuvent être couplés à d'autres dispositifs de sortie, qui peuvent comprendre des écrans de contrôle d'ordinateur conventionnels ou spécialisés. Un ou plusieurs des postes de travail d'opérateur 40 peuvent être aussi reliés dans le système en vue de fournir en sortie des paramètres de système, demander des examens, visionner des images, etc. En général, les dispositifs d'affichage, imprimantes, postes de travail et dispositifs similaires prévus à l'intérieur du système peuvent être locaux par rapport aux composants d'acquisition de données ou être éloignés de ces composants, par exemple ailleurs à l'intérieur d'un établissement ou hôpital, ou dans un lieu entièrement différent, en étant reliés au système d'acquisition d'image par un ou plusieurs réseaux configurables, tels que l'Internet, des réseaux privés virtuels, etc. Le système de la figure 1 peut être utilisé conformément aux techniques de reconstruction directe décrites dans la présente. En particulier, on se rapportera maintenant à la figure 2 qui est un organigramme décrivant des exemples d'étapes d'un processus de reconstruction directe selon un ou plusieurs aspects de la présente technique. Par exemple, à une étape 52, un ensemble d'images de projection sont acquises, par exemple par l'organe de commande 24 du système d'imagerie 10 représenté sur la figure 1. A une étape 54, les images de projection acquises sont prétraitées, par exemple par le circuit de prétraitement de l'ordinateur 36. Comme le comprendront les personnes ayant des compétences ordinaires dans l'art, l'étape de prétraitement 54 est optionnelle, mais peut être exécutée pour faciliter le traitement subséquent ou améliorer la qualité d'image finale. Par exemple, l'étape de prétraitement 54 peut être basée sur la géométrie de la source 12, de l'objet exploré et du détecteur 22 au cours du processus d'acquisition, c'est-à-dire sur la géométrie d'acquisition, afin de minimiser les artefacts ou effets d'image liés à la géométrie d'acquisition. Ces étapes de prétraitement peuvent minimiser les effets d'image dans les images de projection elles-mêmes, ou des effets qui affecteront le volume tridimensionnel reconstruit et qui sont liés à la géométrie d'acquisition. Comme l'apprécieront les personnes ayant des compétences ordinaires dans l'art, des paramètres géométriques qui sont connus a priori, ou qui sont déterminés par l'organe de commande système 24, la lecture d'image et/ou un processus d'étalonnage ou de mesure approprié, peuvent fournir des informations concernant la géométrie d'acquisition, qui peuvent être utilisées dans l'étape de prétraitement 54. De plus, d'autres étapes de prétraitement, décrites plus en détail plus bas, peuvent être englobées dans l'étape de prétraitement 54 globale.
Io Les images de projection prétraitées (ou des images de projection non prétraitées si aucune étape de prétraitement 54 n'est exécutée) peuvent être reconstruites à une étape 56 afin de générer directement un ensemble de données d'image tridimensionnelle. Selon une forme de réalisation de la présente technique, la reconstruction de l'ensemble d'images de projection comprend une rétroprojection des images de projection prétraitées et une combinaison des images de projection rétroprojetées afin de générer directement un ensemble de données d'image tridimensionnelle. Diverses géométries peuvent être employées pour la rétroprojection de l'ensemble d'images de projection prétraitées, telles que par exemple une géométrie de faisceau conique, une géométrie de faisceau parallèle, une géométrie de faisceaux parallèles combinés et une géométrie de faisceau en éventail. De plus, selon la présente technique, la rétroprojection de l'ensemble d'images de projection prétraitées peut être exécutée dans l'espace image ou dans l'espace de Fourier. En outre, un certain nombre de techniques peuvent être employées selon la présente technique pour combiner les images rétroprojetées, telles qu'un calcul de somme, de moyenne, de moyenne pondérée, des opérations basées sur des statistiques d'ordre ou des opérations basées sur des statistiques d'ordre pondérées. En outre, une ou plusieurs contraintes peuvent être imposées aux images de projection prétraitées ou à l'ensemble combiné d'images de projection rétroprojetées. Par exemple, les images rétroprojetées peuvent être combinées en utilisant le résultat d'une étape de détection de ligne de peau (qui comprend typiquement une détection "d'arrière-plan") afin de mettre la reconstruction à zéro lorsqu'une ou plusieurs images rétroprojetées indiquent "arrière-plan" pour cet emplacement. Dans une forme de réalisation, cette étape de détection de ligne de peau est exécutée en tant que partie de l'étape de prétraitement 54.
A une étape 58, les données d'image tridimensionnelle reconstruite peuvent être post-traitées, si désiré, par exemple par le circuit de posttraitement de l'ordinateur 36. Selon une forme de réalisation de la présente technique, le post-traitement des données d'image tridimensionnelle peut être basé sur la géométrie d'acquisition utilisée pour acquérir l'ensemble d'images de projection. Comme l'apprécieront les personnes ayant des compétences ordinaires dans l'art, certains programmes de traitement peuvent être exécutés soit en tant que partie de l'étape de prétraitement 54 soit en tant que partie de l'étape de post- traitement 58, ou il peut exister des programmes de traitement ayant des effets sensiblement équivalents s'ils sont exécutés durant le prétraitement ou le post-traitement. En conséquence, certains programmes de post-traitement peuvent être particulièrement utiles si le traitement équivalent correspondant n'a pas été exécuté à l'étape de prétraitement 54.
L'étape de post-traitement 58 peut permettre d'imposer une ou plusieurs contraintes, par exemple l'application de seuils correspondant aux valeurs maximale et minimale physiquement admissibles. Selon une autre possibilité, les valeurs à l'intérieur du volume reconstruit peuvent être arrondies pour prendre des valeurs prédéterminées d'un ensemble discret. En outre, les valeurs correspondant à des emplacements situés hors des limites de l'objet exploré peuvent être mises à zéro. De plus, l'étape de post-traitement 58 peut comprendre des programmes destinés à réduire le flou, gérer les artefacts et/ou exécuter des transformations géométriques de l'ensemble de données d'image tridimensionnelle. Par exemple, dans des mises en oeuvre dans lesquelles il est souhaitable de mesurer la taille de structures à l'intérieur du volume reconstruit ou des distances entre structures, il peut être souhaitable de rééchantillonner et/ou d'interpoler l'ensemble de données d'image tridimensionnelle reconstruite sur une grille de coordonnées ou de voxels différente. Ce rééchantillonnage et/ou cette interpolation peuvent être particulièrement bénéfiques quand une rétroprojection de faisceau parallèle a été utilisée pour la reconstruction, puisque la rétroprojection de faisceau parallèle crée implicitement une taille de voxel variable. En outre, un ou plusieurs programmes d'amélioration d'image peuvent être exécutés sur les données d'image reconstruite à l'étape de post-traitement 58 afin de générer un ensemble de données d'image tridimensionnelle plus propre ou plus souhaitable. Ces programmes d'amélioration d'image peuvent comprendre un filtrage passe-haut ou une gestion de gamme dynamique des données d'image reconstruite. A une étape 60, l'ensemble de données tridimensionnel complet, ou un sous-volume choisi de l'ensemble de données tridimensionnel, peut être affiché et visualisé sur le poste de travail d'opérateur 40 du système d'imagerie 10 ou sur d'autres plates- formes d'affichage appropriées.
1 o Comme représenté sur la figure 2, l'étape de reconstruction directe 56 peut aussi être répétée, c'est-à-dire itérée, pour améliorer encore laqualité d'image. Par exemple, dans des cas qui comprennent une étape de traitement non linéaire dans le processus de reconstruction, une étape de mise à jour itérative peut être employée pour améliorer la qualité d'image de la reconstruction. Selon une forme de réalisation de la présente technique, l'étape de mise à jour itérative comprend le fait de re-projeter l'ensemble de données tridimensionnel pour une géométrie de projection qui correspond à la géométrie d'acquisition de l'une des images de projection initialement acquises, puis de calculer une différence par rapport à la vraie image de projection correspondant à cette géométrie ou à cet angle de projection. Dans cette forme de réalisation, la mise à jour itérative comprend le fait de rétroprojeter la différence et de mettre à jour l'ensemble de données tridimensionnel. La mise à jour peut être de n'importe quel type parmi une mise à jour additive, une mise à jour multiplicative et une mise à jour basée sur une règle probabiliste, ou être n'importe quelle autre mise à jour appropriée. De plus, la mise à jour itérative peut être exécutée avec une ou plusieurs images de projection à la fois, ou avec une ou plusieurs sous- régions d'au moins une image de projection.
En outre, selon une forme de réalisation de la présente technique, l'étape de reconstruction 56 peut être exécutée un nombre de fois spécifique ou jusqu'à ce qu'une certaine condition de seuil soit satisfaite, par exemple pour satisfaire la contrainte de reprojection. Comme représenté sur la figure 2, certains ou tous les aspects de l'étape de post-traitement 58 peuvent être exécutés soit en tant que partie de chaque itération soit après le processus itératif d'amélioration. A savoir, l'itération peut être effectuée avant d'appliquer une ou plusieurs des étapes de post-traitement, et le post-traitement peut être exécuté seulement sur l'ensemble de données tridimensionnel obtenu. Cela peut être utile, par exemple, dans des reconstructions qui emploient un filtrage transversal.
Comme le comprendront les personnes ayant des compétences dans l'art, bien qu'un filtrage transversal améliore globalement la qualité d'image perçue, il peut nuire à la cohérence de reprojection de l'ensemble de données tridimensionnel reconstruit dans certains cas et peut perturber la convergence de la mise à jour itérative. De manière similaire, certains ou tous les programmes exécutés dans une étape de prétraitement appropriée peuvent faire partie de chaque itération ou peuvent simplement précéder le processus itératif d'amélioration.
On se rapportera maintenant à la figure 3 qui est un organigramme représentant de manière un peu plus détaillée des exemples d'étapes de prétraitement des données d'image selon des aspects de la présente technique. On se rappellera que les étapes de prétraitement des données d'image selon la présente technique peuvent se dérouler dans un ordre différent de celui représenté. Selon une autre possibilité, une ou plusieurs des étapes de prétraitement peuvent être exécutées de manière sensiblement simultanée, c'est-à-dire en parallèle, ou peuvent être combinées en une seule étape. En outre, les personnes ayant des compétences ordinaires dans l'art comprendront que, bien que la présente description décrive des exemples d'étapes qui peuvent être exécutées dans une étape de prétraitement 54, toutes ces étapes ne sont pas nécessairement exécutées dans une application donnée.
Une première étape qui peut être exécutée dans le prétraitement est une normalisation des images de projection, comme indiqué à une étape 64. La normalisation d'image implique typiquement de convertir les valeurs d'image de l'ensemble d'images de projection acquises en intégrales linéaires de valeurs d'atténuation de rayons X. Dans une forme de réalisation, les valeurs d'image sont converties en valeurs d'atténuation moyenne le long du chemin du rayon X. Pour effectuer cette conversion, l'épaisseur de sein comprimé peut être employée. Dans cette forme de réalisation, l'épaisseur de sein comprimé peut être obtenue à partir d'une indication du volet de compression, d'un étalonnage ou mesure approprié de hauteur du volet de compression, etc. Dans une forme de réalisation de la présente technique, la normalisation d'image peut aussi comprendre une correction d'effets physiques dans les images de projection. Par exemple, l'effet d'une technique de rayons X (par exemple, keV et mAs), la dose de rayons X, la diffusion, le renforcement aux radiations, l'effet de talon ou autres anisotropies du flux de rayons X généré par le tube à rayons X, et des effets spécifiques au détecteur tels que décalage, gain et pixels défectueux, peuvent constituer des effets physiques qui peuvent être corrigés au cours de l'étape de normalisation d'image 64.
1 o De plus, la normalisation d'image peut comprendre l'exécution d'une ou plusieurs opérations ou transformations géométriques, telles qu'un gauchissement et/ou décalage de l'ensemble d'images de projection. En particulier, des opérations géométriques peuvent être exécutées pour des configurations de système employant des détecteurs non statiques. Toutefois, d'autres configurations de système peuvent aussi bénéficier de l'exécution d'opérations ou transformations géométriques. Par exemple, des opérations géométriques peuvent être appliquées quand la forme ou configuration du détecteur n'est pas appropriée à la technique de reconstruction souhaitée. Par exemple, il peut être souhaitable d'exécuter une transformation d'une géométrie plane en une géométrie de détecteur courbe dans certaines circonstances. On notera que les opérations géométriques qui sont appliquées peuvent aussi avoir un effet sur les caractéristiques spécifiques d'autres programmes de prétraitement, tels que les programmes de normalisation d'image.
Les images de projection peuvent aussi être améliorées, comme indiqué à une étape 66. L'amélioration d'image peut comprendre l'exécution d'une interpolation de vues manquantes, cette interpolation étant par exemple basée sur une reconstruction précédente ou exécutée directement à partir d'autres images de projection. L'amélioration d'image peut aussi comprendre l'exécution d'un filtrage ou d'une gestion de gamme dynamique (DRM) des données d'image de projection. En outre, ce filtrage peut être exécuté en se basant sur la géométrie d'acquisition, d'une manière qui peut être déterminée par l'organe de commande système 24, une indication du dispositif de positionnement, un étalonnage ou une mesure approprié de géométrie du dispositif à balayage, ou d'autres procédés. Dans une forme de réalisation, les images de projection sont filtrées de manière essentiellement transversale à une trajectoire d'imagerie associée à l'acquisition de l'ensemble d'images de projection afin d'améliorer la qualité d'image. Le filtrage peut être réalisé en utilisant un filtre bidimensionnel ou un filtre monodimensionnel ou en utilisant une combinaison de filtres. De plus, le filtrage peut être réalisé en utilisant des filtres linéaires invariants conventionnels ou d'autres filtres appropriés. Ces filtres peuvent aussi comprendre des filtres morphologiques, ou des filtres à échelles multiples, par exemple pour une augmentation d'échelle utilisant des ondelettes. Le filtrage peut aussi être réalisé dans le domaine de Fourier. Le filtrage peut aussi être exécuté de manière sensiblement parallèle à une trajectoire d'imagerie associée à l'acquisition de l'ensemble d'images de projection. Globalement, différentes étapes de filtrage peuvent être combinées en une seule étape de filtrage, ou peuvent être exécutées séparément.
Dans une forme de réalisation de la présente technique, l'étape d'amélioration d'image 66 comprend le fait de recombiner des données d'images de projection, par exemple deux images de projection ou plus, dans le domaine de Fourier ou le domaine image afin de générer une ou plusieurs images de projection recombinées. Par exemple, la recombinaison de l'ensemble d'images de projection peut comprendre un calcul d'images de projection recombinées par combinaison linéaire d'images de projection convenablement filtrées et décalées (ou autrement géométriquement transformées). Les images de projection recombinées peuvent ensuite être traitées et/ou reconstruites comme une image de projection conventionnelle afin de générer un ensemble de données d'image tridimensionnelle.
Dans une forme de réalisation de la présente technique, l'étape de prétraitement 54 peut comprendre l'exécution de corrections spécifiques à l'anatomie ou à l'objet, ou la détection et correction de caractéristiques anatomiques de l'objet exploré. Des exemples de techniques de traitement spécifique à l'anatomie comprennent la détection de ligne de peau et la compensation d'épaisseur ou détection de régions comprimées en mammographie. Ce traitement peut être combiné à des étapes d'amélioration d'image appropriées, dans lesquelles par exemple l'arrière- plan est "rempli' avec une valeur d'image correspondant à une matière d'atténuation moyenne. De cette manière, le contraste entre l'arrière- plan et les tissus explorés peut être minimisé, ce qui peut réduire en conséquence les artefacts associés à la ligne de peau lorsqu'une étape de filtrage appropriée est appliquée. Dans une autre forme de réalisation, un filtrage basé sur des découvertes peut être utilisé afin d'accentuer des découvertes ou structures d'intérêt spécifiques dans les images de projection. De manière similaire, il est possible d'accentuer ou de supprimer d'autres structures contenues dans les images, ou leur impact sur la qualité d'image reconstruite. Par exemple, en mammographie, une conversion en une représentation spécifique d'un tissu peut être exécutée en tant que partie du prétraitement, par exemple la conversion en h,,n, le pourcentage ou valeur absolue de "tissus intéressants" (par exemple fibroglandulaires) le long du chemin de chaque rayon. Pour cette conversion, des informations supplémentaires peuvent être requises, telles qu'un étalonnage antérieur du système d'imagerie à l'aide d'un fantôme contenant différentes compositions de matières à différentes épaisseurs.
L'étape de prétraitement 54 peut aussi comprendre l'extraction de statistiques ou autres informations de l'ensemble d'images de projection, comme indiqué à une étape 68. Les informations statistiques peuvent comprendre des mesures de moyenne locale, de variance ou d'écart type, ou des descripteurs ou caractéristiques associés à la texture locale de l'image. Les mesures statistiques peuvent être utilisées dans d'autres étapes de traitement, par exemple pour la détermination de valeurs de confiance. D'autres informations qui peuvent être extraites comprennent une détection de contours, une détection de structures curvilignes, etc. Les informations statistiques et autres informations extraites peuvent elles-mêmes déterminer des poids dans une combinaison pondérée des images de projection rétroprojetées, ou servir à détecter et/ou segmenter des régions ou caractéristiques d'intérêt, telles que des calcifications.
Alors que la description précédente portait sur divers aspects de la présente technique, les paragraphes qui suivent décrivent des exemples et/ou formes de réalisation spécifiques de techniques de reconstruction directe qui peuvent bénéficier d'un ou plusieurs des processus ou étapes décrits plus haut.
Par exemple, l'étape de reconstruction directe 56 de la figure 2 peut employer un algorithme de reconstruction tomographique (CT) bien connu dans l'art tel que, par exemple, des techniques de rétroprojection filtrée, des techniques de reconstruction algébrique, etc. Comme l'apprécieront les personnes ayant des compétences dans l'art, les techniques de reconstruction par rétroprojection filtrée filtrent des images de projection dans une direction sensiblement parallèle au trajet de balayage de la source de rayons X 12. Le filtrage des images de projection parallèlement au trajet de balayage peut entraîner la création d'un aspect non isotrope des images finales reconstruites en raison de variations de contraste qui dépendent de la forme et de l'orientation des 1 o structures explorées par rapport à la géométrie d'imagerie. Par exemple, une structure étroite et allongée peut subir une accentuation importante de contraste si elle est orientée sensiblement perpendiculaire à la direction de balayage, et cette même structure ne subira presque aucune accentuation de contraste si elle est orientée parallèle au trajet de balayage. En conséquence, pour améliorer la qualité d'image perçue, une étape de filtrage transversal. peut être exécutée à l'étape de prétraitement 54 ou à l'étape de post-traitement 58. De plus, d'autres modifications de la technique de reconstruction tomographique pour englober dans l'algorithme de reconstruction tomographique une technique de minimisation des artefacts appropriée, utilisant par exemple une rétroprojection basée sur statistiques d'ordre (OSBP) ou une rétroprojection pondérée, peuvent encore améliorer la qualité d'image de l'ensemble de données d'image tridimensionnelle reconstruite.
Dans une autre forme de réalisation de la présente technique, l'étape de reconstruction directe 56 peut utiliser une technique de reconstruction algébrique directe (DART), comme décrit dans la demande de brevet des Etats-Unis numéro de série 10/663309. La technique DART comprend un filtrage et une combinaison des images de projection, suivies par une simple rétroprojection pour reconstruire un ensemble de données tridimensionnel. Dans cette forme de réalisation, une ou plusieurs opérations géométriques peuvent être exécutées, par: exemple à l'étape de prétraitement 54, en fonction de la géométrie d'acquisition spécifique. De manière similaire, comme décrit plus haut, la technique DART peut être combinée à une approche de rétroprojection basée sur statistiques d'ordre (OSBP) ou de rétroprojection pondérée, par exemple pour une minimisation des artefacts. De plus, un filtrage transversal des images de projection peut être effectué à l'étape de prétraitement 54 ou à l'étape de post-traitement 58 pour améliorer l'isotropie de l'image.
Dans encore une autre forme de réalisation de la présente technique, la reconstruction directe à l'étape 56 peut être exécutée conjointement avec des techniques de reconstruction basée sur la transformation de Fourier, comme décrit dans la demande de brevet des Etats-Unis numéro de série 10/607553.
Les reconstructions basées sur Fourier consistent essentiellement à combiner une solution d'équations de projection dans l'espace de Fourier puis à exécuter une simple rétroprojection de faisceau parallèle dans l'espace de Fourier. Une forme de réalisation employant une reconstruction basée sur Fourier peut aussi bénéficier d'autres aspects de la technique décrite dans la présente, tels que l'utilisation d'une simple rétroprojection de faisceau conique, d'une rétroprojection de faisceau conique basée sur statistiques d'ordre (OSBP), ou d'une rétroprojection de faisceau conique pondérée, pour minimiser les artefacts et éviter une nouvelle transformation géométrique dans le post- traitement suivie par une étape de filtrage transversal destinée à améliorer la qualité d'image. Selon une autre possibilité, le filtrage transversal peut être appliqué avant la rétroprojection dans l'espace de Fourier.
Comme l'apprécieront les personnes ayant des compétences ordinaires dans l'art, les. techniques de reconstruction directe décrites dans, la présente offrent plusieurs avantages par rapport aux autres approches de reconstruction. En particulier, les techniques de reconstruction_directe décrites sont généralement plus efficaces en calculs et plus rapides que des approches de reconstruction itérative comparables, puisqu'il est possible d'effectuer une seule rétroprojection par angle de projection et une reconstruction de la totalité du volume exploré n'est pas réalisée. De plus, les techniques de reconstruction directe décrites dans la présente peuvent réduire les besoins de stockage et de mémoire puisqu'il n'est pas nécessaire de stocker, à n'importe quel instant, l'ensemble de données reconstruit complet. Les techniques de reconstruction directe peuvent aussi offrir des avantages en termes de qualité d'image, par exemple en minimisant les artefacts, ou donner des images d'aspect plus isotrope, par rapport à d'autres algorithmes de reconstruction connus dans l'art.
Bien que l'invention puisse être sujette à diverses modifications et variantes, des formes de réalisation spécifiques ont été représentées à titre d'exemple sur les dessins et ont été décrites en détail dans la présente. On comprendra toutefois que l'invention n'est pas limitée aux formes particulières décrites. Au contraire, l'invention englobe toutes les modifications, équivalences et alternatives incluses dans sa portée.
LISTE DES COMPOSANTS
Système d'imagerie 12 Source de rayonnement (rayons X) 16 Faisceau frappant un objet 18 Objet Faisceau de rayons X atténué par l'objet 22 Détecteur 23 Collimateur 24 Organe de commande du système 26 Sous-système de positionnement Organe de commande de rayons X 32 Organe de commande de moteur 34 Système d'acquisition de données 36 Ordinateur 38 Mémoire Station de travail d'opérateur 42 Dispositif d'affichage 43 Imprimante 44 Système d'archivage et de transmission d'images (PACS) 46 Utilisateur distant
Claims (10)
1. Procédé de génération d'un ensemble de données d'image tridimensionnelle, comprenant les étapes consistant à: prétraiter (54) un ensemble d'images de projection en se basant sur une géométrie d'acquisition associée à l'acquisition de l'ensemble d'images de projection; et reconstruire directement (56) l'ensemble d'images de projection afin de générer l'ensemble de données d'image tridimensionnelle.
2. Procédé selon la revendication 1, dans lequel le prétraitement de l'ensemble d'images de projection comprend le fait de filtrer l'ensemble d'images de projection en se basant sur la géométrie d'imagerie associée à l'acquisition de l'ensemble d'images de projection.
3. Procédé selon la revendication 1, dans lequel le prétraitement de l'ensemble d'images de projection comprend le fait de recombiner l'ensemble d'images de projection afin de générer une ou plusieurs images de projection recombinées.
4. Procédé selon la revendication 3, dans lequel la recombinaison de l'ensemble d'images de projection est exécutée dans au moins un domaine parmi le domaine de Fourier et le domaine image.
5. Système d'imagerie (10), comprenant: au moins une source de rayons X (12) configurée pour émettre des rayons X à 25 travers un volume d'intérêt en différents points; un détecteur (22) configuré pour produire des signaux en réponse à l'impact des rayons X sur le détecteur; un circuit de traitement de signaux configuré pour générer un ensemble d'images de projection à partir des signaux; un circuit de traitement configuré pour traiter au moins les signaux et/ou l'ensemble d'images de projection en se basant sur la géométrie d'acquisition; et un circuit de reconstruction configuré pour reconstruire directement l'ensemble d'images de projection afin de générer un ensemble de données d'image tridimensionnelle.
6. Système d'imagerie (10) selon la revendication 5, dans lequel le circuit de traitement est configuré pour prétraiter (54) chaque image de projection en se basant sur la géométrie de l'au moins une source de rayons X (12), du détecteur (22) et du volume 10 d'intérêt au cours de l'acquisition des signaux utilisés pour générer l'image de projection respective.
7. Système d'imagerie (10) selon la revendication 5, dans lequel le circuit de traitement est en outre configuré pour prétraiter chaque image de projection par au moins un filtrage de chaque image de projection transversalement à une trajectoire d'imagerie comprenant la trajectoire d'émissions de rayons X par l'au moins une source de rayons X (12) par rapport à au moins le volume d'intérêt et/ou le détecteur (22) au cours de l'acquisition des signaux utilisés pour générer l'image de projection respective.
8. Système d'imagerie (10) selon la revendication 5, dans lequel le circuit de traitement est en outre configuré pour post-traiter l'ensemble de données d'image tridimensionnelle en se basant sur au moins la géométrie de l'au moins une source de rayons X (12), du détecteur (22) et du volume d'intérêt au cours de l'acquisition des signaux.
9. Système de traitement d'image (10), comprenant: un circuit de traitement configuré pour traiter chaque image de projection d'un ensemble d'images de projection en se basant sur une géométrie d'acquisition; et un circuit de reconstruction configuré pour reconstruire directement l'ensemble d'images de projection traitées afin de générer un ensemble de données d'image tridimensionnelle.
10. Système de traitement d'image (10) selon la revendication 9, dans lequel le circuit de traitement est configuré pour traiter chaque image de projection par au moins un filtrage transversal de chaque image de projection, transversalement par rapport à la géométrie d'acquisition.
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US10/881,649 US8774355B2 (en) | 2004-06-30 | 2004-06-30 | Method and apparatus for direct reconstruction in tomosynthesis imaging |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| FR2872659A1 true FR2872659A1 (fr) | 2006-01-06 |
| FR2872659B1 FR2872659B1 (fr) | 2011-11-04 |
Family
ID=35511102
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| FR0506432A Active FR2872659B1 (fr) | 2004-06-30 | 2005-06-24 | Procede et appareil pour une reconstruction directe en imagerie par tomosynthese |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US8774355B2 (fr) |
| JP (1) | JP4841874B2 (fr) |
| FR (1) | FR2872659B1 (fr) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE102011052842A1 (de) | 2010-08-23 | 2012-02-23 | General Electric Co. | Bildverarbeitungsverfahren zur Bestimmung verdächtiger Regionen in einer Gewebematrix und dessen Verwendung zur 3D-Navigation durch die Gewebematrix |
| DE102011057133A1 (de) | 2011-01-03 | 2012-07-05 | General Electric Company | Verfahren zur unterstützten Positionierung eines Organs an einer Plattform eines medizinischen Bildgebungssystems |
| US9848838B2 (en) | 2011-05-16 | 2017-12-26 | General Electric Company | Method for imaging an organ and medical imaging system |
Families Citing this family (26)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE102005028216A1 (de) * | 2005-06-17 | 2006-12-28 | Siemens Ag | Vorrichtung und Verfahren für die Computertomographie |
| JP2009507544A (ja) * | 2005-09-13 | 2009-02-26 | 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 | Ｃｔ用の直接の測定及び散乱補正 |
| DE102005050917A1 (de) * | 2005-10-24 | 2007-04-26 | Siemens Ag | Verfahren und Tomographiegerät zur Rekonstruktion einer tomographischen Darstellung eines Objektes |
| US20080234578A1 (en) * | 2007-03-19 | 2008-09-25 | General Electric Company | Multi-modality mammography reconstruction method and system |
| JP5568232B2 (ja) * | 2008-11-17 | 2014-08-06 | 富士フイルム株式会社 | 断層画像撮影装置 |
| JP2010119507A (ja) * | 2008-11-18 | 2010-06-03 | Fujifilm Corp | 断層画像撮影装置 |
| US20110052023A1 (en) * | 2009-08-28 | 2011-03-03 | International Business Machines Corporation | Reconstruction of Images Using Sparse Representation |
| JP5534756B2 (ja) * | 2009-09-16 | 2014-07-02 | キヤノン株式会社 | 画像処理装置、画像処理方法、画像処理システム及びプログラム |
| EP2664360B1 (fr) | 2010-02-24 | 2015-09-09 | Accuray Incorporated | Système de radiothérapie guidée par image de portique et procédés de suivi. |
| US9687200B2 (en) | 2010-06-08 | 2017-06-27 | Accuray Incorporated | Radiation treatment delivery system with translatable ring gantry |
| US8559596B2 (en) | 2010-06-08 | 2013-10-15 | Accuray Incorporated | Target Tracking for image-guided radiation treatment |
| US8536547B2 (en) | 2011-01-20 | 2013-09-17 | Accuray Incorporated | Ring gantry radiation treatment delivery system with dynamically controllable inward extension of treatment head |
| US10070828B2 (en) | 2013-03-05 | 2018-09-11 | Nview Medical Inc. | Imaging systems and related apparatus and methods |
| US10846860B2 (en) | 2013-03-05 | 2020-11-24 | Nview Medical Inc. | Systems and methods for x-ray tomosynthesis image reconstruction |
| US9613440B2 (en) | 2014-02-12 | 2017-04-04 | General Electric Company | Digital breast Tomosynthesis reconstruction using adaptive voxel grid |
| GB2533801B (en) * | 2014-12-31 | 2018-09-12 | Gen Electric | Method and system for tomosynthesis projection images enhancement |
| US9917898B2 (en) * | 2015-04-27 | 2018-03-13 | Dental Imaging Technologies Corporation | Hybrid dental imaging system with local area network and cloud |
| CN109475337B (zh) * | 2016-03-24 | 2022-10-14 | 尼维医疗公司 | 用于图像重建的系统和方法 |
| JP6821943B2 (ja) * | 2016-04-22 | 2021-01-27 | コニカミノルタ株式会社 | 画像生成システム |
| DE102016215831A1 (de) * | 2016-08-23 | 2018-03-01 | Siemens Healthcare Gmbh | Automatische Generierung synthetischer Projektionen |
| US10702217B2 (en) | 2017-08-24 | 2020-07-07 | General Electric Company | System and method for imaging a patient |
| CN111373448B (zh) | 2017-09-22 | 2023-12-08 | 尼维医疗公司 | 使用机器学习正则化器的图像重建 |
| US10482634B2 (en) * | 2017-10-24 | 2019-11-19 | General Electric Company | Systems and methods for imaging with anisotropic voxels |
| US10893842B2 (en) | 2018-02-08 | 2021-01-19 | Covidien Lp | System and method for pose estimation of an imaging device and for determining the location of a medical device with respect to a target |
| EP3640893B1 (fr) * | 2018-10-17 | 2021-09-01 | Siemens Healthcare GmbH | Procédé de reconstruction d'un ensemble d'enregistrement d'image résultante tridimensionnel |
| DE102019209790A1 (de) * | 2019-07-03 | 2021-01-07 | Siemens Healthcare Gmbh | Verfahren zur Bereitstellung eines Bewertungsdatensatzes von einem ersten medizinischen dreidimensionalen Computertomographiedatensatz |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6275561B1 (en) * | 1998-01-13 | 2001-08-14 | U.S. Philips Corporation | Computer tomagraphy method with helicoidal scanning of an examination area |
| US20030194049A1 (en) * | 2002-04-15 | 2003-10-16 | General Electric Company | Generalized filtered back-projection reconstruction in digital tomosynthesis |
| US20040105528A1 (en) * | 2002-12-03 | 2004-06-03 | Claus Bernhard Erich Hermann | Method and system for tomosynthesis image enhancement using transverse filtering |
Family Cites Families (37)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4054402B2 (ja) * | 1997-04-25 | 2008-02-27 | 株式会社東芝 | Ｘ線断層撮影装置 |
| US4149081A (en) * | 1976-11-29 | 1979-04-10 | Varian Associates, Inc. | Removal of spectral artifacts and utilization of spectral effects in computerized tomography |
| US4763345A (en) * | 1984-07-31 | 1988-08-09 | The Regents Of The University Of California | Slit scanning and deteching system |
| US5220170A (en) * | 1985-12-11 | 1993-06-15 | General Imaging Corporation | X-ray imaging system and solid state detector therefor |
| US4903204A (en) * | 1987-12-01 | 1990-02-20 | Duke University | Matrix inversion tomosynthesis improvements in longitudinal X-ray slice imaging |
| US5128864A (en) * | 1989-08-09 | 1992-07-07 | W. L. Systems, Inc. | Method for computing tomographic scans |
| US5426684A (en) * | 1993-11-15 | 1995-06-20 | Eastman Kodak Company | Technique for finding the histogram region of interest for improved tone scale reproduction of digital radiographic images |
| US5400255A (en) * | 1994-02-14 | 1995-03-21 | General Electric Company | Reconstruction of images from cone beam data |
| US5657362A (en) * | 1995-02-24 | 1997-08-12 | Arch Development Corporation | Automated method and system for computerized detection of masses and parenchymal distortions in medical images |
| US5761331A (en) * | 1995-06-05 | 1998-06-02 | Intellectual Property Group Of Pillsbury Madison & Sutro Llp | Method and apparatus for tomographic imaging and image reconstruction using recombinant transverse phase differentials |
| US5602891A (en) * | 1995-11-13 | 1997-02-11 | Beth Israel | Imaging apparatus and method with compensation for object motion |
| US6215846B1 (en) * | 1996-02-21 | 2001-04-10 | Lunar Corporation | Densitometry adapter for compact x-ray fluoroscopy machine |
| EP0932363B1 (fr) * | 1996-07-23 | 2010-09-15 | The General Hospital Corporation | Systeme de tomosynthese destine a l'imagerie des seins |
| IL119714A0 (en) * | 1996-11-28 | 1997-02-18 | Elscint Ltd | CT system with oblique image planes |
| US5761257A (en) * | 1996-12-02 | 1998-06-02 | General Electric Company | Normalizing projection data in a computed tomography system |
| US5881123A (en) * | 1998-03-31 | 1999-03-09 | Siemens Corporate Research, Inc. | Simplified cone beam image reconstruction using 3D backprojection |
| US6081577A (en) * | 1998-07-24 | 2000-06-27 | Wake Forest University | Method and system for creating task-dependent three-dimensional images |
| US6292530B1 (en) * | 1999-04-29 | 2001-09-18 | General Electric Company | Method and apparatus for reconstructing image data acquired by a tomosynthesis x-ray imaging system |
| DE19922346C2 (de) * | 1999-05-14 | 2003-06-18 | Siemens Ag | Röntgendiagnostikeinrichtung für Tomosynthese oder Schichtung |
| US6263096B1 (en) * | 1999-06-23 | 2001-07-17 | The Board Of Trustees Of The University Of Illinois | Multilevel domain decomposition method for fast reprojection of images |
| US6987831B2 (en) * | 1999-11-18 | 2006-01-17 | University Of Rochester | Apparatus and method for cone beam volume computed tomography breast imaging |
| US6317478B1 (en) * | 1999-12-30 | 2001-11-13 | General Electric Company | Method and apparatus for imaging based on calculated inversion values of cone beam data |
| US6674835B2 (en) * | 2001-10-12 | 2004-01-06 | General Electric Co. | Methods and apparatus for estimating a material composition of an imaged object |
| JP2003153893A (ja) * | 2001-11-21 | 2003-05-27 | Hitachi Medical Corp | 断層写真像の作成装置 |
| US6751285B2 (en) * | 2001-11-21 | 2004-06-15 | General Electric Company | Dose management system for mammographic tomosynthesis |
| US6771732B2 (en) * | 2002-02-28 | 2004-08-03 | The Board Of Trustees Of The University Of Illinois | Methods and apparatus for fast divergent beam tomography |
| JP3639826B2 (ja) * | 2002-04-03 | 2005-04-20 | キヤノン株式会社 | 放射線撮影装置、プログラム、コンピュータ可読記憶媒体、及び放射線撮影システム |
| US6574304B1 (en) * | 2002-09-13 | 2003-06-03 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Computer aided acquisition of medical images |
| US6775346B2 (en) * | 2002-10-21 | 2004-08-10 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Conebeam computed tomography imaging |
| WO2005009206A2 (fr) * | 2003-06-25 | 2005-02-03 | Besson Guy M | Systeme dynamique de representation a spectres multiples |
| US6904121B2 (en) * | 2003-06-25 | 2005-06-07 | General Electric Company | Fourier based method, apparatus, and medium for optimal reconstruction in digital tomosynthesis |
| US7433507B2 (en) * | 2003-07-03 | 2008-10-07 | Ge Medical Systems Global Technology Co. | Imaging chain for digital tomosynthesis on a flat panel detector |
| US6987829B2 (en) * | 2003-09-16 | 2006-01-17 | General Electric Company | Non-iterative algebraic reconstruction technique for tomosynthesis |
| US6980624B2 (en) * | 2003-11-26 | 2005-12-27 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Non-uniform view weighting tomosynthesis method and apparatus |
| US7653229B2 (en) * | 2003-12-23 | 2010-01-26 | General Electric Company | Methods and apparatus for reconstruction of volume data from projection data |
| US7142633B2 (en) * | 2004-03-31 | 2006-11-28 | General Electric Company | Enhanced X-ray imaging system and method |
| US7310436B2 (en) * | 2004-06-01 | 2007-12-18 | General Electric Co. | Systems, methods and apparatus for specialized filtered back-projection reconstruction for digital tomosynthesis |
-
2004
- 2004-06-30 US US10/881,649 patent/US8774355B2/en active Active
-
2005
- 2005-06-24 FR FR0506432A patent/FR2872659B1/fr active Active
- 2005-06-27 JP JP2005185882A patent/JP4841874B2/ja not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6275561B1 (en) * | 1998-01-13 | 2001-08-14 | U.S. Philips Corporation | Computer tomagraphy method with helicoidal scanning of an examination area |
| US20030194049A1 (en) * | 2002-04-15 | 2003-10-16 | General Electric Company | Generalized filtered back-projection reconstruction in digital tomosynthesis |
| US20040105528A1 (en) * | 2002-12-03 | 2004-06-03 | Claus Bernhard Erich Hermann | Method and system for tomosynthesis image enhancement using transverse filtering |
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| DOBBINS J T ET AL: "Digital x-ray tomosynthesis: current state of the art and clinical potential", PHYSICS IN MEDICINE AND BIOLOGY, TAYLOR AND FRANCIS LTD. LONDON, GB, vol. 48, no. 19, 7 October 2003 (2003-10-07), pages R65 - R106, XP002277335, ISSN: 0031-9155 * |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE102011052842A1 (de) | 2010-08-23 | 2012-02-23 | General Electric Co. | Bildverarbeitungsverfahren zur Bestimmung verdächtiger Regionen in einer Gewebematrix und dessen Verwendung zur 3D-Navigation durch die Gewebematrix |
| US8824761B2 (en) | 2010-08-23 | 2014-09-02 | General Electric Company | Image processing method to determine suspect regions in a tissue matrix, and use thereof for 3D navigation through the tissue matrix |
| DE102011057133A1 (de) | 2011-01-03 | 2012-07-05 | General Electric Company | Verfahren zur unterstützten Positionierung eines Organs an einer Plattform eines medizinischen Bildgebungssystems |
| US9392987B2 (en) | 2011-01-03 | 2016-07-19 | General Electric Company | Method for assisted positioning of an organ on a platform of a medical imaging system |
| US9848838B2 (en) | 2011-05-16 | 2017-12-26 | General Electric Company | Method for imaging an organ and medical imaging system |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2006015136A (ja) | 2006-01-19 |
| FR2872659B1 (fr) | 2011-11-04 |
| JP4841874B2 (ja) | 2011-12-21 |
| US8774355B2 (en) | 2014-07-08 |
| US20060002509A1 (en) | 2006-01-05 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| FR2872659A1 (fr) | Procede et appareil pour une reconstruction directe en imagerie par tomosynthese | |
| JP7150837B2 (ja) | 機械学習を使用した画像生成 | |
| US8571287B2 (en) | System and method for iterative image reconstruction | |
| US9959640B2 (en) | Iterative image reconstruction with a sharpness driven regularization parameter | |
| US8897528B2 (en) | System and method for iterative image reconstruction | |
| US10064591B2 (en) | System, method and computer readable medium for preview of low-dose x-ray projection and tomographic images | |
| FR2830741A1 (fr) | Procede et appareil pour etalonner un systeme d'imagerie | |
| FR2862789A1 (fr) | Procede et systeme de traitement d'images de tomosynthese | |
| JP2017196404A (ja) | 画像処理装置、ｘ線ｃｔ装置及び画像処理方法 | |
| JP2016536032A (ja) | 電子密度画像の連結再構成 | |
| US20200357148A1 (en) | A method of generating an enhanced tomographic image of an object | |
| FR2848007A1 (fr) | Procede et systeme pour accentuer une image de tomosynthese en utilisant un filtrage transversal | |
| FR2967520A1 (fr) | Procede de traitements d'images radiologiques d'un patient | |
| US20230252607A1 (en) | 3d-cnn processing for ct image noise removal | |
| HUE035491T2 (en) | Transmission Image Reconstruction and Imaging Using Poisson Detector Data | |
| Xu et al. | Statistical iterative reconstruction to improve image quality for digital breast tomosynthesis | |
| US20080240525A1 (en) | Method and system for reconstructing a medical image of an object | |
| JP7187131B2 (ja) | 画像生成装置、ｘ線コンピュータ断層撮影装置及び画像生成方法 | |
| Wu et al. | Low dose CT reconstruction via L 1 norm dictionary learning using alternating minimization algorithm and balancing principle | |
| Salehjahromi et al. | A spectral CT denoising algorithm based on weighted block matching 3D filtering | |
| US20190385345A1 (en) | Image noise estimation using alternating negation | |
| WO2006131646A1 (fr) | Procédé et dispositif de reconstruction 3d d'un objet à partir de plusieurs images 2d | |
| US11270477B2 (en) | Systems and methods for tailored image texture in iterative image reconstruction | |
| JP4387758B2 (ja) | Ｓｐｅｃｔ装置及びｓｐｅｃｔ画像再構成方法 | |
| Kingston et al. | X-ray ghost tomography: denoising, dose fractionation and mask considerations |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| PLFP | Fee payment |
Year of fee payment: 12 |
|
| PLFP | Fee payment |
Year of fee payment: 13 |
|
| PLFP | Fee payment |
Year of fee payment: 14 |
|
| PLFP | Fee payment |
Year of fee payment: 15 |
|
| PLFP | Fee payment |
Year of fee payment: 16 |
|
| PLFP | Fee payment |
Year of fee payment: 17 |
|
| PLFP | Fee payment |
Year of fee payment: 18 |
|
| PLFP | Fee payment |
Year of fee payment: 19 |