RU2810896C1 - Способ удаления составляющей от фонового рассеяния с рентгенографического изображения - Google Patents
Способ удаления составляющей от фонового рассеяния с рентгенографического изображения Download PDFInfo
- Publication number
- RU2810896C1 RU2810896C1 RU2023112550A RU2023112550A RU2810896C1 RU 2810896 C1 RU2810896 C1 RU 2810896C1 RU 2023112550 A RU2023112550 A RU 2023112550A RU 2023112550 A RU2023112550 A RU 2023112550A RU 2810896 C1 RU2810896 C1 RU 2810896C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- image
- attenuation
- obtaining
- original image
- background
- Prior art date
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 21
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims abstract description 32
- 239000000463 material Substances 0.000 claims abstract description 17
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims abstract description 6
- 230000006870 function Effects 0.000 claims description 13
- 238000013528 artificial neural network Methods 0.000 claims description 9
- 238000012937 correction Methods 0.000 claims description 6
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 claims description 4
- 238000003711 image thresholding Methods 0.000 claims description 3
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 claims description 3
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract 1
- 230000005611 electricity Effects 0.000 description 5
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 3
- 238000003708 edge detection Methods 0.000 description 2
- 238000009607 mammography Methods 0.000 description 2
- 238000002601 radiography Methods 0.000 description 2
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 1
- XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N aluminium Chemical compound [Al] XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229910052782 aluminium Inorganic materials 0.000 description 1
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 1
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 1
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 1
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 1
- 230000012447 hatching Effects 0.000 description 1
- 238000003709 image segmentation Methods 0.000 description 1
- 230000003993 interaction Effects 0.000 description 1
- 238000005457 optimization Methods 0.000 description 1
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 1
- 230000003071 parasitic effect Effects 0.000 description 1
- 229920003229 poly(methyl methacrylate) Polymers 0.000 description 1
- 239000004926 polymethyl methacrylate Substances 0.000 description 1
- 238000012552 review Methods 0.000 description 1
- 238000012216 screening Methods 0.000 description 1
- 230000011218 segmentation Effects 0.000 description 1
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 1
- 230000001629 suppression Effects 0.000 description 1
- 230000005469 synchrotron radiation Effects 0.000 description 1
- 238000012549 training Methods 0.000 description 1
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
Images
Abstract
Использование: для проведения рентгенографических исследований. Сущность изобретения заключается в том, что для удаления с рентгенографического изображения составляющей от фонового рассеяния получают исходное изображения. Получают изображение плоского поля, соответствующее условиям получения упомянутого исходного изображения. Получают изображение затухания рентгеновского излучения. Определяют область, относящуюся к исследуемому объекту. Определяют на изображении затухания рентгеновского излучения в упомянутой области, относящейся к исследуемому объекту, эффективную величину затухания рентгеновского излучения. Определяют эффективную толщину однородного тканеэквивалентного материала, соответствующую упомянутой эффективной величине затухания рентгеновского излучения. Определяют параметры функции рассеяния, соответствующие упомянутой эффективной толщине однородного тканеэквивалентного материала и условиям получения упомянутого исходного изображения. Получают скорректированное изображение путем попиксельного умножения упомянутого исходного изображения на весовой коэффициент, зависящий от затухания рентгеновского излучения, соответствующего данному пикселю. Получают изображение составляющей от фонового рассеяния с помощью упомянутых параметров функции рассеяния и упомянутого скорректированного изображения. Получают итоговое, очищенное от составляющей от фонового рассеяния, изображение путем вычитания изображения составляющей от фонового рассеяния из упомянутого исходного изображения. Технический результат: повышение качества изображения в результате увеличения контраста без необходимости в существенном увеличении временных затрат на его обработку и лучевой нагрузки на пациента. 6 з.п. ф-лы, 4 ил.
Description
Изобретение относится к области медицинской рентгеновской техники и может быть использовано при проведении рентгенографических исследований.
При проведении рентгенографического исследования в результате взаимодействия первичного излучения с телом пациента образуется рассеянное излучение. Рассеянное излучение создает так называемое «паразитное» изображение органов, которое, накладываясь на истинное изображение, ухудшает его качество. За счет этого происходит снижение контраста изображения, появляются дополнительные флуктуационные шумы и неравномерный фоновый сигнал по полю изображения (см. Камышанская И.Г., Черемисин В.М., Перепелицина Н.В. «Оптимизация радиационной защиты путем устранения отсеивающего растра в цифровой рентгенографии», «Радиационная гигиена», т. 8, №2, 2015, стр. 19-23 [1]).
Известны различные способы снижения влияния рассеянного излучения на качество получаемого рентгенографического изображения, в частности, размещение в пространстве между исследуемым объектом и приемником излучения свинцового растра (см. Мазуров А.И., Потрахов Н.Н. «Влияние рассеянного рентгеновского излучения на качество изображения и методы его подавления», «Медицинская техника», 2014, №5 (287), стр. 12-15 [2]).
Недостаток подобного способа состоит в существенном увеличении лучевой нагрузки на пациента (см. [1]).
Известен способ удаления составляющей от фонового рассеяния с рентгенографического изображения, включающий получение исходного изображения, получение изображения плоского поля, соответствующего условиям получения исходного изображения, получение изображения затухания рентгеновского излучения, определение области, относящейся к исследуемому объекту, определение на изображении затухания рентгеновского излучения в области, относящейся к исследуемому объекту, эффективной величины затухания рентгеновского излучения, определение эффективной толщины однородного тканеэквивалентного материала, соответствующей эффективной величине затухания рентгеновского излучения, определение параметров функции рассеяния, соответствующих эффективной толщине однородного тканеэквивалентного материала и условиям получения исходного изображения, получение изображения составляющей от фонового рассеяния и получение итогового, очищенного от составляющей от фонового рассеяния, изображения путем вычитания упомянутого изображения составляющей от фонового рассеяния из упомянутого исходного изображения (см. Ducote J. Scatter correction in digital mammography based on image deconvolution, Phys. Med. Biol, 2010, Vol. 55, pp. 1295-1309 [3]).
Недостаток известного способа состоит в недостаточно качественном удалении составляющей от фонового рассеяния с рентгенографического изображения в связи с неучетом пространственной зависимости амплитуды рассеяния.
Известный из [3] способ принят в качестве ближайшего аналога заявленного способа.
Техническая проблема, решаемая заявленным изобретением, состоит в создании способа удаления составляющей от фонового рассеяния, позволяющего повысить информативность получаемого рентгенографического изображения и, соответственно, диагностическую ценность исследования, без подвергания здоровья пациента неоправданному риску.
При этом достигается технический результат, заключающийся в повышении качества изображения в результате увеличения контраста без необходимости в существенном увеличении временных затрат на его обработку и лучевой нагрузки на пациента.
Техническая проблема решается, а указанный технический результат достигается в результате создания способа удаления составляющей от фонового рассеяния с рентгенографического изображения, включающего:
- получение исходного изображения,
- получение изображения плоского поля, соответствующего условиям получения упомянутого исходного изображения,
- получение изображения затухания рентгеновского излучения,
- определение области, относящейся к исследуемому объекту,
- определение на упомянутом изображении затухания рентгеновского излучения в упомянутой области, относящейся к исследуемому объекту, эффективной величины затухания рентгеновского излучения,
- определение эффективной толщины однородного тканеэквивалентного материала, соответствующей упомянутой эффективной величине затухания рентгеновского излучения,
- определение параметров функции рассеяния, соответствующих упомянутой эффективной толщине однородного тканеэквивалентного материала и условиям получения упомянутого исходного изображения,
- получение скорректированного изображения путем попиксельного умножения упомянутого исходного изображения на весовой коэффициент, зависящий от затухания рентгеновского излучения, соответствующего данному пикселю,
- получение изображения составляющей от фонового рассеяния с помощью упомянутых параметров функции рассеяния и упомянутого скорректированного изображения,
- получение итогового, очищенного от составляющей от фонового рассеяния, изображения путем вычитания изображения составляющей от фонового рассеяния из упомянутого исходного изображения.
В одном из частных вариантов реализации, получение упомянутого изображения плоского поля осуществляют путем облучения пустой области исследования в условиях, соответствующих условиям получения упомянутого исходного изображения.
В другом частном варианте реализации, получение упомянутого изображения плоского поля осуществляют путем загрузки из массива сохраненных в памяти изображений плоского поля, по меньшей мере, одного изображения, полученного в условиях, наиболее близких к условиям получения упомянутого исходного изображения, и определения линейной комбинации упомянутых загруженных изображений.
В еще одном частном варианте реализации, получение упомянутого изображения плоского поля осуществляют путем выделения на упомянутом исходном изображении области, относящейся к фону, с помощью одной из операций, выбранной из группы, включающей в себя пороговую обработку изображения, выделение границ на изображении, использование предварительно обученной глубокой нейронной сети и определение в упомянутой области, относящейся к фону, эффективной яркости и построения соответствующего равнояркого изображения плоского поля.
В еще одном частном варианте реализации, после получения упомянутое изображение плоского поля дополнительно корректируют путем умножения на поправочный коэффициент, равный отношению эффективной яркости в области, относящейся к фону, выделенной на упомянутом исходном изображении к эффективной яркости в такой же области на упомянутом изображении плоского поля.
В еще одном частном варианте реализации, определение области, относящейся к исследуемому объекту, осуществляют с использованием упомянутого изображения затухания рентгеновского излучения или с использованием упомянутого исходного изображения с помощью одной из операций, выбранной из группы, включающей в себя пороговую обработку изображения, выделение границ на изображении и использование предварительно обученной глубокой нейронной сети.
В еще одном частном варианте реализации, определение на упомянутом изображении затухания рентгеновского излучения в упомянутой области, относящейся к исследуемому объекту, эффективной величины затухания рентгеновского излучения осуществляют с помощью одной из операций, выбранной из группы, включающей в себя вычисление медианного значения затухания, вычисление среднего значения затухания и итерационное вычисление среднего затухания путем исключения выбросов.
На фиг. 1 показана блок-схема, иллюстрирующая последовательность операций, выполняемых для реализации заявленного способа.
На фиг. 2 показано положение нормированного на 1 мАс изображения плоского поля I(U, РИП) относительно четырех ближайших элементов матрицы сохраненных в памяти изображений плоского поля.
На фиг. 3 показано изображение грудной клетки в боковой проекции с выделенной областью, относящейся к исследуемому объекту (штриховка внутри белого контура), и областью, относящейся к фону (черная область за пределами белого контура).
На фиг. 4 показана блок-схема, иллюстрирующая последовательность операций, выполняемых для дополнительной коррекции изображения плоского поля путем умножения на поправочный коэффициент.
Заявленный способ реализуют следующим образом.
(1.2) Получают, традиционным в данной области техники образом, исходное изображение.
(1.3) Получают изображение плоского поля (англ. «flat field»), соответствующее условиям получения (1.1) исходного изображения (1.2).
В одном из частных вариантов реализации, получение изображения плоского поля осуществляют путем облучения пустой области исследования в условиях, соответствующих условиям получения исходного изображения (см., например, US 2022/0280128 А1, 08.09.2022, [0056] [4]).
В другом частном варианте реализации, получение изображения плоского поля осуществляют путем загрузки из массива сохраненных в памяти изображений плоского поля, по меньшей мере, одного изображения, полученного в условиях, наиболее близких к условиям получения упомянутого исходного изображения, и определения линейной комбинации упомянутых загруженных изображений.
Массив сохраненных в памяти изображений плоского поля, нормированных на 1 мАс количества электричества, может иметь вид, меньшей мере, одной матрицы M×N, где столбцы соответствуют анодным напряжениям U1, U2,…, Ui,…, Um, а строки - расстояниям «источник-приемник» РИП1, РИП2,…, РИПj,…, РИПN, а каждая отдельная матрица соответствует некоторому составу дополнительного фильтрующего материала, например, 1 мм Al + 1 мм Cu или другому дискретно изменяющемуся параметру из условий получения исходного изображения.
Тогда, если исходное изображение получено при анодном напряжении U, расстоянии «источник-приемник» РИП и количестве электричества мАс, то, в одном из возможных вариантов, получение изображения плоского поля I(U, РИП), нормированного на 1 мАс количества электричества и соответствующего анодному напряжению U и расстоянию «источник приемник» РИП, таким, что Ui+1≥U≥Ui, a РИПj+1≥РИП≥РИПj, осуществляют путем загрузки из памяти изображений плоского поля I(Ui, РИПj), I(Ui+1, РИПj), I(Ui, РИПj+1), I(Ui+1, РИПj+1) (см. фиг. 2) и расчета их линейной комбинации в соответствии с выражением для билинейной интерполяции (см., например, William Н. Press, Saul A. Teukolsky et al. Numerical Recipes in C. The Art of Scientific Computing. Second Edition, New York, Cambridge University Press, 1992, pp. 123-128 [5]).
В другом возможном варианте, из массива сохраненных в памяти изображений плоского поля, нормированных на количество электричества 1 мАс, загружают такое изображение I(Ui, РИПj), что (U-Ui)2+(РИП-РИПj)2→ min, и получают изображение плоского поля, соответствующее условиям получения исходного изображения, путем умножения загруженного изображения на количество электричества мАс, используемое при получении исходного изображения.
В еще одном частном варианте реализации, получение изображения плоского поля осуществляют путем выделения на исходном изображении области, относящейся к фону (см. фиг. 3), с помощью одной из операций, выбранной из группы, включающей в себя:
- пороговую обработку изображения (см., например, Волков В.Ю., Турнецкий Л.С. «Пороговая обработка для сегментации и выделения протяженных объектов на цифровых изображениях», «Информационно-управляющие системы», №5, 2009, стр. 10-13 [6]);
- выделение границ на изображении (см. [6]);
- использование предварительно обученной глубокой нейронной сети (см., например, Белим С.В., Ларионов С.Б. «Алгоритм формирования обучающего множества искусственной нейронной сети для сегментации изображения», «Математические структуры и моделирование», №2 (46), 2018, стр. 79-83 [7]);
- определение в области, относящейся к фону, эффективной яркости и построения соответствующего равнояркого изображения плоского поля путем присвоения значению яркости каждого его пикселя найденного упомянутого значения эффективной яркости.
После получения изображение плоского поля могут дополнительно корректировать (см. фиг. 4) путем умножения на поправочный коэффициент, равный эффективному значению отношения яркости в области, относящейся к фону, выделенной на упомянутом исходном изображении к яркости в такой же области на упомянутом изображении плоского поля при условии, что яркость в области, относящейся к фону, выделенной на упомянутом исходном изображении, находится в области линейной зависимости яркости от облученности, характерной для используемого приемника излучения.
Здесь и далее под «эффективным» значением какой-либо величины подразумевается условное постоянное значение этой величины, принимаемое при расчетах номинальных параметров чего-либо, к чему эта величина относится (см., в частности, ГОСТ 26883-86. Внешние воздействующие факторы. Термины и определения [8]).
Выделение на исходном изображении области, относящейся к фону, осуществляют с помощью одной из операций, выбранной из группы, включающей в себя пороговую обработку изображения, выделение границ на изображении и использование предварительно обученной глубокой нейронной сети (см. [6], [7]).
Определение эффективного значения отношения яркости в области, относящейся к фону, выделенной на исходном изображении, к яркости в такой же области на изображении плоского поля, осуществляют с помощью одной из операций, выбранной из группы, включающей в себя вычисление медианного значения яркости, вычисление среднего значения яркости и итерационное вычисление средней яркости путем исключения выбросов (см., например, Серышева И.А. «Фильтрация выбросов в задачах статической и динамической обработки данных в эталонах времени и частоты», Вестник ИрГТУ, т. 22, №10, 2018, стр. 67-77 [9]).
В частном варианте реализации, показанном на фиг. 4, получают изображение плоского поля (4.3), соответствующее условиям получения (4.1) исходного изображения (4.2). Затем, с помощью предварительно обученной искусственной нейронной сети, выделяют (4.4) на исходном изображении область, относящуюся к фону. Затем получают (4.5) изображение отношения исходного изображения к изображению плоского поля путем попиксельного деления соответствующих яркостей. Затем определяют (4.6) эффективное значение полученного отношения в выделенной области фона. Получают скорректированное изображение плоского поля (4.7) путем умножения изображения плоского поля (4.3) на определенное эффективное значение полученного отношения.
(1.4) Получают изображение затухания рентгеновского излучения (см., например, Clement Jailin, Jean-Yves Buffiere et al. «On the use of flat-fields for tomographic reconstruction» Journal of Synchrotron Radiation, 2016 [10]):
где I - исходное изображение; I0 - изображение плоского поля.
(1.5) С использованием изображения затухания рентгеновского излучения или исходного изображения определяют область, относящуюся к исследуемому объекту, с помощью одной из операций, выбранной из группы, включающей в себя пороговую обработку изображения, выделение границ на изображении и использование предварительно обученной глубокой нейронной сети (см. [6], [7]).
(1.6) Определяют на изображении затухания рентгеновского излучения в области, относящейся к исследуемому объекту, эффективную величину затухания рентгеновского излучения, с помощью, по меньшей мере, одной из операций, выбранной из группы, включающей в себя вычисление медианного значения затухания, вычисление среднего значения затухания, итерационное вычисление среднего затухания путем исключения выбросов (см. [9]).
(1.7) Определяют эффективную толщину однородного тканеэквивалентного материала, соответствующую эффективной величине затухания рентгеновского излучения.
Для этого выбирают однородный тканеэквивалентный материал, имитирующий свойства тканей исследуемого объекта (в маммографии в качестве такого материала используют полиметилметакрилат, а в общей рентгенографии ту или иную комбинацию из воды, алюминия, материалов А-150 и В-100) и рассчитывают такую толщину этого материала, которая, при данных условиях получения изображения, обеспечит затухание рентгеновского излучения, равное эффективному затуханию, по математическому выражению:
где Аэфф - эффективная величина затухания рентгеновского излучения; μ - показатель поглощения тканеэквивалентного материала.
(1.8) Определяют параметры функции рассеяния (амплитуду и пространственные характеристики), соответствующие эффективной толщине однородного тканеэквивалентного материала и условиям получения исходного изображения.
Для этого параметры функции рассеяния выбирают из заранее полученной базы данных зависимости параметров функций рассеяния от толщины тканеэквивалентного материала и анодного напряжения, где параметры функции рассеяния получают путем моделирования процесса распространения рентгеновского излучения в веществе или экспериментально (см., например, Ernst-Peter Ruhrnschopf, Klaus Klingenbeck. A general framework and review of scatter correction methods in cone beam CT. Part 2: Scatter estimation approaches, Med. Phys., 38 (9), September 2011, pp. 5186-5199 [11]).
(1.9) Получают скорректированное изображение путем попиксельного умножения исходного изображения на весовой коэффициент, который, в частном варианте реализации, вычисляется по математическому выражению:
где Amp - амплитуда функции рассеяния, соответствующая затуханию в данном пикселе, а Аmpэфф - амплитуда функции рассеяния, соответствующая упомянутой эффективной величине затухания.
(1.10) Получают с помощью скорректированного изображения и параметров функции рассеяния изображение составляющей от фонового рассеяния по математическому выражению:
где F - прямое, a F-1 - обратное преобразование Фурье, SF - функция рассеяния, Iкорр - скорректированное изображение.
(1.11) Получают итоговое, очищенное от составляющей от фонового рассеяния, изображение путем вычитания изображения составляющей от фонового рассеяния из исходного изображения.
Заявленное изобретение позволяет при сравнительно невысоких временных затратах обеспечить качественное удаление составляющей от фонового рассеяния с рентгеновского изображения и, в результате, получить высокоинформативное изображение, не подвергая пациента увеличенной лучевой нагрузке.
Claims (7)
1. Способ удаления составляющей от фонового рассеяния с рентгенографического изображения, включающий получение исходного изображения, получение изображения плоского поля, соответствующего условиям получения упомянутого исходного изображения, получение изображения затухания рентгеновского излучения, определение области, относящейся к исследуемому объекту, определение на упомянутом изображении затухания рентгеновского излучения в упомянутой области, относящейся к исследуемому объекту, эффективной величины затухания рентгеновского излучения, определение эффективной толщины однородного тканеэквивалентного материала, соответствующей упомянутой эффективной величине затухания рентгеновского излучения, определение параметров функции рассеяния, соответствующих упомянутой эффективной толщине однородного тканеэквивалентного материала и условиям получения упомянутого исходного изображения, получение изображения составляющей от фонового рассеяния и получение итогового, очищенного от составляющей от фонового рассеяния, изображения путем вычитания упомянутого изображения составляющей от фонового рассеяния из упомянутого исходного изображения, отличающийся тем, что упомянутое изображение составляющей от фонового рассеяния получают с помощью упомянутых параметров функции рассеяния и скорректированного изображения, которое получают путем попиксельного умножения упомянутого исходного изображения на весовой коэффициент, зависящий от затухания рентгеновского излучения, соответствующего данному пикселю.
2. Способ по п. 1, отличающийся тем, что получение упомянутого изображения плоского поля осуществляют путем облучения пустой области исследования в условиях, соответствующих условиям получения упомянутого исходного изображения.
3. Способ по п. 1, отличающийся тем, что получение упомянутого изображения плоского поля осуществляют путем загрузки из массива сохраненных в памяти изображений плоского поля по меньшей мере одного изображения, полученного в условиях, наиболее близких к условиям получения упомянутого исходного изображения, и определения линейной комбинации упомянутых загруженных изображений.
4. Способ по п. 1, отличающийся тем, что получение упомянутого изображения плоского поля осуществляют путем выделения на упомянутом исходном изображении области, относящейся к фону, с помощью одной из операций, выбранной из группы, включающей в себя пороговую обработку изображения, выделение границ на изображении, использование предварительно обученной глубокой нейронной сети и определение в упомянутой области, относящейся к фону, эффективной яркости и построения соответствующего равнояркого изображения плоского поля.
5. Способ по любому из пп. 1-3, отличающийся тем, что после получения упомянутое изображение плоского поля дополнительно корректируют путем умножения на поправочный коэффициент, равный эффективному значению отношения яркости в области, относящейся к фону, выделенной на упомянутом исходном изображении к яркости в такой же области на упомянутом изображении плоского поля.
6. Способ по п. 1, отличающийся тем, что определение области, относящейся к исследуемому объекту, осуществляют с использованием упомянутого изображения затухания рентгеновского излучения или с использованием упомянутого исходного изображения с помощью одной из операций, выбранной из группы, включающей в себя пороговую обработку изображения, выделение границ на изображении и использование предварительно обученной глубокой нейронной сети.
7. Способ по п. 1, отличающийся тем, что определение на упомянутом изображении затухания рентгеновского излучения в упомянутой области, относящейся к исследуемому объекту, эффективной величины затухания рентгеновского излучения осуществляют с помощью одной из операций, выбранной из группы, включающей в себя вычисление медианного значения затухания, вычисление среднего значения затухания и итерационное вычисление среднего затухания путем исключения выбросов.
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2810896C1 true RU2810896C1 (ru) | 2023-12-29 |
Family
ID=
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2367022C2 (ru) * | 2004-01-09 | 2009-09-10 | Те Боинг Компани | Система и способ для сравнивания изображений с различными уровнями контрастности |
| CN110163857A (zh) * | 2019-05-24 | 2019-08-23 | 上海联影医疗科技有限公司 | 图像背景区域的检测方法、装置、存储介质及x射线系统 |
| RU2705014C1 (ru) * | 2015-12-31 | 2019-11-01 | Шанхай Юнайтид Имиджинг Хелскеа Ко., Лтд. | Способы и системы для обработки изображений |
| CN115684223A (zh) * | 2022-11-07 | 2023-02-03 | 南京航空航天大学 | 基于x射线康普顿散射及瑞利散射的成像装置及成像方法 |
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2367022C2 (ru) * | 2004-01-09 | 2009-09-10 | Те Боинг Компани | Система и способ для сравнивания изображений с различными уровнями контрастности |
| RU2705014C1 (ru) * | 2015-12-31 | 2019-11-01 | Шанхай Юнайтид Имиджинг Хелскеа Ко., Лтд. | Способы и системы для обработки изображений |
| CN110163857A (zh) * | 2019-05-24 | 2019-08-23 | 上海联影医疗科技有限公司 | 图像背景区域的检测方法、装置、存储介质及x射线系统 |
| CN115684223A (zh) * | 2022-11-07 | 2023-02-03 | 南京航空航天大学 | 基于x射线康普顿散射及瑞利散射的成像装置及成像方法 |
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| Ducote J., Scatter correction in digital mammography based on image deconvolution, Phys. Med. Biol, 2010, Vol. 55, pp. 1295-1309. * |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US5471987A (en) | Method of compressing a dynamic range for a radiation image | |
| US6415015B2 (en) | Method and system of compensation of thickness of an organ | |
| RU2565507C2 (ru) | Система и способ для улучшения качества изображения | |
| Veldkamp et al. | Development and validation of segmentation and interpolation techniques in sinograms for metal artifact suppression in CT | |
| RU2612575C2 (ru) | Обработка изображений для спектральной компьютерной томографии | |
| CN102013089B (zh) | 用于噪声减少的迭代ct图像滤波器 | |
| US4918713A (en) | System and method for correcting for scattered x-rays | |
| US7660381B2 (en) | Scatter compensation in an X-ray system | |
| EP2691932B1 (en) | Contrast-dependent resolution image | |
| EP3743889A1 (en) | Using deep learning to reduce metal artifacts | |
| EP1892953B1 (en) | X-Ray image processing system | |
| NL7909328A (nl) | Stralingsbeeldverwerking. | |
| JP2007014759A (ja) | Ｐｅｔ／ｃｔ撮像における画像ベースのアーティファクト低減方法 | |
| DE102007020065A1 (de) | Verfahren für die Erstellung von Massenbelegungsbildern anhand von in unterschiedlichen Energiebereichen aufgenommenen Schwächungsbildern | |
| EP2583241A1 (en) | Method and system for noise reduction in low dose computed tomography | |
| King et al. | Interactive visual optimization of SPECT prereconstruction filtering | |
| CN105528800A (zh) | 一种计算机断层成像伪影校正方法及装置 | |
| Lim et al. | Evaluation of dual energy CT and iterative metal artefact reduction (iMAR) for artefact reduction in radiation therapy | |
| US20010046277A1 (en) | Method and system of management of the dynamics of a digitized radiological image | |
| JP5223266B2 (ja) | Ｘ線画像システム | |
| DE19502576B4 (de) | Computertomograph mit Spiralabtastung | |
| RU2810896C1 (ru) | Способ удаления составляющей от фонового рассеяния с рентгенографического изображения | |
| EP3404618B1 (en) | Poly-energetic reconstruction method for metal artifacts reduction | |
| Chen et al. | High-definition heart visualization using micro-CT scanning on experimental rats | |
| CN115039135A (zh) | 处理计算机断层扫描(ct)数据以用于滤波反投影(fbp)的方法 |