TWI509564B - 三維成像的投影方法 - Google Patents

三維成像的投影方法 Download PDF

Info

Publication number
TWI509564B
TWI509564B TW103137642A TW103137642A TWI509564B TW I509564 B TWI509564 B TW I509564B TW 103137642 A TW103137642 A TW 103137642A TW 103137642 A TW103137642 A TW 103137642A TW I509564 B TWI509564 B TW I509564B
Authority
TW
Taiwan
Prior art keywords
plane
detector
detection plane
detection
radiation field
Prior art date
Application number
TW103137642A
Other languages
English (en)
Other versions
TW201616448A (zh
Inventor
Fan Pin Tseng
Meei Ling Jan
Original Assignee
Inst Nuclear Energy Res Atomic Energy Council
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Inst Nuclear Energy Res Atomic Energy Council filed Critical Inst Nuclear Energy Res Atomic Energy Council
Priority to TW103137642A priority Critical patent/TWI509564B/zh
Priority to EP15183977.6A priority patent/EP3016073B1/en
Priority to US14/877,470 priority patent/US9575016B2/en
Priority to JP2015209705A priority patent/JP6014738B2/ja
Application granted granted Critical
Publication of TWI509564B publication Critical patent/TWI509564B/zh
Publication of TW201616448A publication Critical patent/TW201616448A/zh

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
    • G01N23/02—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material
    • G01N23/04—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
    • G01N23/02—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material
    • G01N23/04—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material
    • G01N23/046—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material using tomography, e.g. computed tomography [CT]
    • 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
    • G06T2211/416—Exact reconstruction
    • 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

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)

Description

三維成像的投影方法
本發明是有關於一種三維成像的投影方法，且特別是有關於一種用於放射醫學影像之三維成像的投影方法。
隨著科技的進步，放射醫學影像為近代發展之診斷有效工具，其成像原理是針對物理現象建立適當之數值模型，再透過影像重建演算法將造影時收到之訊號還原成三維(three-dimensional,3D)影像，例如電腦斷層掃描(computed tomography，CT)、正子放射斷層掃描(positron emission tomography，PET)與單光子放射斷層掃描影像系統(single-photon emission computed tomography，SPECT)等高階醫材均使用此技術。
就影像重建演算法的歷史來說，早期採用濾波反投影法(filtered back projection，FBP)、矩陣反轉法(matrix inversion tomosynthesis，MITS)等分析式解法，近幾年因電腦科技進步及硬體上的演進，高影像品質之迭代技術例如最大概似估計法(maximum likelihood expectation maximization，MLEM)、序列子集均值與最佳化演算法(ordered subset expectation maximization，OSEM)、代數重建法(algebraic reconstruction technique，ART)、凸集投影(projection onto convex sets，POCS) 等重建方法隨之流行。然而，為能得到較佳的影像品質，需要更準確的系統矩陣模型以供迭代重建使用。
以電腦斷層掃描(computed tomography,CT)為例，造影儀器接受到訊號會轉換成離散陣列並儲存於電腦基本的影像重建數學模型可用下述離散化之矩陣問題表示：
假設向量C(m×1)為收到之訊號並以離散陣列方式儲存於電腦，其中為G為系統矩陣(m×n)，所想要求的三維(three-dimensional，3D)影像為f(n×1)。由於光子在空間中是走直線，在不考慮散射等其他物理因素情況下。假設造影儀器接收到訊號，以一個具體積的光源發出，被某個偵檢器所接收，G可以簡化成描述幾何相關性的矩陣，以gij表示第i個體素(voxel)對於第j個偵檢器的幾何偵測效應。因在不同位置對於各種偵檢器而言，所收到的機率不相同，需要將機率資訊反饋回重建過程，修正空間分佈的差異。
在上述方式中，大矩陣運算耗時是實作上的瓶頸，假設f為一個512 x 512 x 512的三維影像，具有n=134217728個影像像素(pixel)，以一個具3072 x 3072的偵檢器進行360度的造影，每隔1度掃描一次，則m=3072 x 3072 x 360，系統矩陣維度為3397386240 x 134217728~4.56e+17，受限於電腦運算資源有限，如何精確描述系統，並以稀疏矩陣(sparse matrix)的概念減少電腦運算時間，是迭代重建在應用上之挑戰。
在現有方法中，線覓跡(ray tracing)是常見之習用技術，具體的程式優化實施方案由Siddon R L(1985)的文獻所提出，很多影像處理技術 均以線覓跡為藍本進行開發，例如模擬光子在空間中的運行軌跡或是探討晶體穿透效率等。以電腦斷層掃描(computed tomography,CT)為例，假想光源和偵檢器無體積，以光源中心與偵檢器面積之中心作為代表，透過點對點的光束連線來描述造影情況，將光束連線在空間中穿過影像中體素(voxel)的交集長度作為機率，以一條光束連線穿過體素(voxel)的長度除以穿過整個影像空間的長度作為影像重建用之gij。此作法忽略造影時光源體積與偵檢器體積的影響。並且，為追求高解析度，當體素(voexl)比單一偵檢器細小時，甚至會有體素(voexl)被忽略之現象。而要解決所述之問題，係以增加光束的數量的方式，即將偵檢器的數學模型切的更細，藉以降低偵檢器面積在數值運算之影響。舉例來說，以Huesman R H(2000)的文獻為例，當每一個偵檢單元切分成3 x 3個，因兩組偵檢單元各切細為原來的9倍，接受光子為成雙成對，導致光束的總數量將變為原本的729倍，雖然能利用光束的斜率、比例進行壓縮和簡化，相對於O(n4)的代價，效果有限。總括而言，以線覓跡(ray tracing)的方式，其模型簡易且具有運算優勢，但為符合日益提升之造影結果準確性要求，該技術須切分多條子偵測光束(sub-ray)進行重建處理，運算時間將大幅增加導致無法實際應用。
另外，有一種作法是將體素(voxel)想像成一個球體，此技術稱為球對稱體積元素(spherically symmetric volume elements(blobs))，搭配適當之數學公式，透過點至球體中心的距離，能調整球體內部的密度。此技術常應用在需要高解析度之影像處理，舉例來說，Marabini R L(1998)將此方法應用在電子顯微鏡，但方法在計算上非常耗時，常見於學術研究領域或進行模擬，難以推廣至商業用。
就商業上來說，比較常見的用法是從前述線覓跡(ray tracing)的方法搭配內插技術而改良的線驅動(ray driven)和像素驅動(pixel driven)技術。所述方式係透過內插與距離關係進行權重的分配，而不會忽略掉空間中任何一個體素(voxel)z方向資訊會被壓縮導致少量資訊損失，使得在造影角度比較大時，會導致較大誤差。
因應重建上準確度需求，而會導致運算成本高昂由於迭代重建耗時，市面上大多數商品仍以分析式解法為主。據此，發展新世代模型式(model-based)迭代重建是未來之趨勢，例如設計對應之足跡(footprint)分群演算法與平行加速技術，醫療廠商也積極投入迭代重建方法之開發相關技術，並試圖以精確模型搭配迭代重建技術，獲取高解析度之3D影像，並嘗試突破運算門檻。
本發明提供一種三維成像的投影方法，其可降低計算所花費的時間。
本發明提出一種三維成像的投影方法，包括以下步驟。提供一光源，其中光源產生一放射線場以投射至一偵檢模組，偵檢模組具有複數個排列成陣列的偵檢器。於光源與偵檢模組之間具有複數個空間單元堆疊而形成之三維度空間陣列的一體素。定義每一個感測到放射線場之偵檢器與光源之間具有一子放射線場。依據每一偵檢器於子放射場中所對應之每一空間單元來進行一運算，以得到一子幾何因子。將每一個偵檢器於該子放射場中所對應之每一個空間單元所具有之子幾何因子組合形成一幾何因子矩陣。上述運算包括以下步驟。分別將偵檢器、對應於每一偵檢器之 子放射場與複數個空間單元投影至一第一偵檢平面及一第二偵檢平面，使偵檢器、對應於每一偵檢器之子放射場與複數個空間單元在第一偵檢平面及第二偵檢平面上分別具有相對應之一平面偵檢器、一平面放射線場及相鄰排列成二維平面之複數列一維陣列，每一列一維陣列具有複數個相鄰排列之網格，其中第一偵檢平面係由一第一軸與一第二軸所構成，第二偵檢平面係由第一軸與一第三軸所構成。分別將平面偵檢器旋轉至第一偵檢平面之第一軸與第二偵檢平面之第一軸，使平面偵檢器以及複數個網格產生相對應之一位置函數變量。根據位置函數變量分別計算在第一偵檢平面與第二偵檢平面上關於每一個網格於每一個平面偵檢器所對應之平面放射線場所占之幾何比例值。將第一偵檢平面與第二偵檢平面上相互對應之網格所具有的幾何比例值相乘以得到每一個偵檢器所對應之空間單元所具有之子幾何因子。將每一個偵檢器於子放射場中所對應之每一個空間單元所具有之子幾何因子組合形成一幾何因子矩陣。
在本發明之一實施例中，上述於根據位置函數變量分別計算在第一偵檢平面與第二偵檢平面上關於每一個網格於每一個平面偵檢器所對應之平面放射線場所占之幾何比例值的步驟中，還包括以下步驟。分別在第一偵檢平面與第二偵檢平面上找出每一個平面偵檢器所對應之平面放射線場於一計算路徑上之複數個放射場交點，其中計算路徑在第一偵檢平面與第二偵檢平面上分別係為平行於第一偵檢平面之第二軸與第二偵檢平面之第三軸。根據位置函數變量分別找出每一個網格在第一偵檢平面與第二偵檢平面於計算路徑上相對應之複數個特定交點。進行一計算，比較複數個放射場交點之位置函數與複數個特定交點之位置函數，以決定在計算 路徑上每一個網格於每一個平面偵檢器所對應之平面放射線場所占之幾何比值。
在本發明之一實施例中，上述分別在第一偵檢平面與第二偵檢平面上找出每一個平面偵檢器所對應之平面放射線場於計算路徑上之複數個放射場交點的步驟後，還包括以下步驟。根據位置函數變量，以比例計算出計算路徑於平面放射線場所占有之長度。根據計算路徑於平面放射線場所占有之長度，以計算出複數個放射場交點之位置函數。
在本發明之一實施例中，上述以比例計算該平面放射線場於該計算路徑上之長度的步驟，還包括以下步驟。找出每一個平面偵檢器與所對應之該平面放射線場所圍成的一第一區域。找出平面放射線場於計算路徑上所圍成的一第二區域。根據位置函數變量，比較第一區域與第二區域之比例以得到計算路徑於平面放射線場所占有之長度。
在本發明之一實施例中，上述於進行計算，比較複數個放射場交點之位置函數與複數個特定交點之位置函數，以決定在計算路徑上每一個網格於每一個平面偵檢器所對應之平面放射線場所占之幾何比例值的步驟前，還包括以下步驟。界定一邊界距離。於計算路徑上選取一選取距離，其中選取距離大於等於邊界距離。於計算路徑上以網格為中心而選取距離為半徑的範圍內，判斷平面放射場內是否有特定交點。
在本發明之一實施例中，上述如果該平面放射場內有該特定交點的步驟中，更包括以下步驟。將子幾何因子再乘以一修正因子之步驟。
在本發明之一實施例中，上述於將第一偵檢平面與第二偵檢平面上相互對應之網格所具有的幾何比例值相乘以得到每一個偵檢器所對 應之空間單元所具有之子幾何因子的步驟後，更包括以下步驟。分別計算第一偵檢平面與第二偵檢平面上平行於第一軸方向之複數個網格的數目。將子幾何因子再乘以一均一化參數之步驟，其中均一化參數係為1與複數個網格的數目之比值。
在本發明之一實施例中，上述光源更進行一轉動運動。
在本發明之一實施例中，上述偵檢模組係為X射線層析攝影合成法(Tomosynthesis)、電腦斷層掃描(CT)之偵檢模組。
基於上述，本發明之三維成像的投影方法，係先將原本三維空間的數學模型投影至兩個二維的偵檢平面上，進而再將平面偵檢器旋轉至偵檢平面之一軸，以簡化運算上的繁雜，進而能降低計算所花費時間。
為讓本發明之上述特徵和優點能更明顯易懂，下文特舉實施例，並配合所附圖式作詳細說明如下。
20‧‧‧光源
210‧‧‧放射線場
212‧‧‧子放射線場
212a、212b‧‧‧平面放射線場
30‧‧‧體素
32、34‧‧‧一維陣列
320、340‧‧‧網格
40‧‧‧偵檢模組
40j‧‧‧平面偵檢器
a‧‧‧第一交集點
b‧‧‧第二交集點
2d‧‧‧偵檢器的長度
2d_rot‧‧‧平面偵檢器的長度
h‧‧‧距離
G1‧‧‧體素的表面之中心點
Gij ‧‧‧幾何因子矩陣
gij ‧‧‧子幾何因子
gxz 、gyz ‧‧‧幾何比例值
i‧‧‧空間單元
j‧‧‧偵檢器
L‧‧‧長度
P1‧‧‧第一偵檢平面
P2‧‧‧第二偵檢平面
PA‧‧‧計算路徑
PA1‧‧‧第一放射場交點
PA2‧‧‧第二放射場交點
PC1‧‧‧平面偵檢器的表面之中心點
PC2‧‧‧網格的表面之中心點
PD1‧‧‧第一特定交點
PD2‧‧‧第二特定交點
PE1‧‧‧第一交點
PE2‧‧‧第二交點
r1‧‧‧邊界距離
r2‧‧‧選取距離
S100‧‧‧三維成像的投影方法
S110~S150‧‧‧步驟
S142~148‧‧‧步驟
S1462~1468‧‧‧步驟
S1462a~S1462b‧‧‧步驟
S1482~S1484‧‧‧步驟
St1~St3‧‧‧步驟
t‧‧‧時間
W‧‧‧修正因子
Y‧‧‧第三軸
X‧‧‧第二軸
Z‧‧‧第一軸
Z1‧‧‧第一區域
Z2‧‧‧第二區域
θ‧‧‧夾角
第1圖係為本發明之三維成像的投影方法的流程示意圖。
第2圖係為本發明之光源與偵檢器關係的示意圖。
第3圖係為第1圖之計算子幾何因子的流程示意圖。
第4A圖係為第2圖之子放射線場以及空間單元投影至第一偵檢平面的示意圖。
第4B圖係為第2圖之子放射線場以及空間單元投影至第二偵檢平面的示意圖。
第5圖係為第4A圖之平面偵檢器旋轉至第一軸的示意圖。
第6圖係為本發明之計算幾何比例值的流程示意圖。
第7圖係為本發明之計算平面放射線場於計算路徑上之長度與放射場交點之位置函數的流程示意圖。
第8圖係為本發明之以比例計算出計算路徑於平面放射線場所占有之長度的流程示意圖。
第9圖係為本發明之根據位置函數變量找出網格在第一偵檢平面於計算路徑上相對應之特定交點的流程示意圖。
第10圖係為第5圖之於計算路徑上找出交集線段計算的示意圖。
第11A圖係為體素的示意圖。
第11B圖係為一個體素未經任何旋轉與放射線場交集的示意圖。
第11C圖係為體素經旋轉後與放射線場交集的示意圖。
第12圖係為本發明之三維成像的投影方法中的均一化參數步驟的示意圖。
本發明提供一種三維成像的投影方法以供影像重建(image reconstruction)使用，可應用於X射線層析攝影合成法(Tomosynthesis)或電腦斷層掃描(computed tomography，CT)等迭代重建問題。
以下將參照隨附之圖式來描述本發明為達成目的所使用的技術手段與功效，而以下圖式所列舉之實施例僅為輔助說明，以利 貴審查委員瞭解，但本案之技術手段並不限於所列舉圖式。
請參閱第1圖以及第2圖所示，其中第1圖係為本發明之三維成像的投影方法的流程示意圖。第2圖係為本發明之光源與偵檢器關係的示 意圖。三維成像的投影方法S100包括有下列步驟，首先以步驟S110提供一光源20，其中光源20產生一放射線場210以投射至一偵檢模組40，偵檢模組40具有複數個排列成陣列的偵檢器j。
在本實施例中，光源20例如係為可以產生X射線之光源，而偵檢模組40用以偵測光源20所產生之X射線，實際上，光源的種類並無特定之限制，端視實際使用時之需求而定。此外，在一實施例中，光源20可更進行一轉動運動，以繞著待測物體與偵檢模組40旋轉，但本發明不以此為限，端視實際使用之需求而定。另外，本實施例之偵檢模組40可以為X射線層析攝影合成法(Tomosysnesis)、電腦斷層掃描(CT)之偵檢模組中所使用的偵檢模組，本發明不以上述偵檢模組的種類為限，端視實際使用時之需求而定。
接著進行步驟S120，於光源20與偵檢模組40之間具有複數個空間單元i堆疊而形成之三維度空間陣列的一體素30(Voxel)。
具體來說，如第2圖所示，本實施例係在光源20與上述複數個排列成陣列的偵檢器j定義出由一第一軸Z、一第二軸X以及一第三軸Y所構成之三維空間，並在此三維空間內具有複數個空間單元i堆疊而形成之三維度空間陣列的體素30(Voxel)。另外，要說明的是，所述光源20擺設的位置並無特定之限制，在本實施例中，該光源係擺設於三維空間的原點。並以此作為基準中心點，藉以降低計算上的繁雜性。接著進行步驟S130，定義每一個感測到放射線場210之偵檢器j與光源20之間具有一子放射線場212，其係屬於該放射線場210之一部分。
接著進行步驟S140，依據每一偵檢器j於子放射場212中所對 應之每一空間單元i來進行一運算，以得到一子幾何因子gij。
第3圖係為第1圖之計算子幾何因子的流程示意圖。請參閱第3圖與第2圖。上述運算包括步驟S142至步驟S148。進行步驟S142，分別將偵檢器j、對應於每一偵檢器j之子放射場212與複數個空間單元i投影至一第一偵檢平面P1及一第二偵檢平面P2，其中第一偵檢平面P1係由第一軸Z與第二軸X所構成，第二偵檢平面P2係由第一軸Z與第三軸Y所構成。另須說明的是，上述偵檢平面可在所述第一軸、第二軸與第三軸之間任擇兩軸，在此無特定之限制，端視實際計算時之需求而擇定。
第4A圖係為第2圖之子放射線場以及空間單元投影至第一偵檢平面的示意圖。第4B圖係為第2圖之子放射線場以及空間單元投影至第二偵檢平面的示意圖。承上述步驟S142，投影至第一偵檢平面P1(即XZ平面)之後，如第4A圖所示，使偵檢器j、對應於每一偵檢器j之子放射場212與複數個空間單元i在第一偵檢平面P1具有相對應之一平面偵檢器40j、一平面放射線場212a及相鄰排列成二維平面之複數列一維陣列32，每一列一維陣列32具有複數個相鄰排列之網格320。
相同地，投影至第二偵檢平面P2(YZ平面)之後，如第4B圖所示，使偵檢器j、對應於每一偵檢器j之子放射場212與複數個空間單元i在第二偵檢平面P2具有相對應之一平面偵檢器40j、一平面放射線場212b及相鄰排列成二維平面之複數列一維陣列34，每一列一維陣列34具有複數個相鄰排列之網格340。
由上述可知，本實施例係將上述投影模型(即偵檢器j、對應於每一偵檢器j之子放射場與複數個空間單元i投影)投影至第一偵檢平面 P1(即XZ平面)以及第二偵檢平面P2(即YZ平面)上。對照而言，第2圖中的每一空間單元i係於第4A圖中第一偵檢平面P1對應有網格320。同樣地，第2圖中的每一空間單元i係於第4B圖中第二偵檢平面P2上之對應有網格340。
再請參閱第3圖，接著進行步驟S144，分別將平面偵檢器40j旋轉至該第一偵檢平面P1之第一軸Z與第二偵檢平面P2之第一軸Z。換言之，於第一偵檢平面P1上，將平面偵檢器40j旋轉至第一軸Z(即Z軸)，同樣地，於第二偵檢平面P2上，將平面偵檢器40j旋轉至第一軸Z(即Z軸)。
在上述步驟之下，本發明之三維成像的投影方法S100，係先將原本三維空間的數學模型投影至兩個二維的偵檢平面上，進而再將平面偵檢器40j旋轉至相應之第一軸Z，以簡化運算上的繁雜，進而能降低計算所花費時間。在其他實施例中，於第一偵檢平面P1上，將平面偵檢器40j旋轉至X軸(即第二軸X)，而於第二偵檢平面P2上，將平面偵檢器40j旋轉至Y軸(即第三軸Y)，也同樣具能達到上述簡化運算的目的與功效，本發明不對此加以限制，端視實際運算時之需求而定。
以下以在第一偵檢平面P1上，將平面偵檢器40j旋轉至第一軸Z(即Z軸)為例作為說明。
第5圖係為第4A圖之平面偵檢器旋轉至第一軸的示意圖。請參照第4A圖與第5圖。須說明的是，為了便於說明，第5圖僅繪出第4A圖之第一偵檢平面P1的其中之一網格320，其中光源20所在的位置為原點(0,0)。
在本實施例中，於第一偵檢平面P1上，將平面偵檢器40j旋轉至第一軸Z(即Z軸)，使平面偵檢器40j以及複數個網格320產生相對應之一位置函數變量。
舉例而言，如第4A圖所示，平面偵檢器40j的表面之中心點PC1之位置函數為(u,w)，而網格320的表面之中心點PC2之位置函數為(x’,z’)，其中Z’軸與第一軸Z係有一夾角。
如第5圖所示，將平面偵檢器40j旋轉至第一軸Z(即Z軸)之後，平面偵檢器40j的表面之中心點PC1位置函數(u,w)轉變成位置函數變量(0,h)，而網格320的表面之中心點PC2之位置函數(x’,z’)轉變成位置函數變量(x_rot,z_rot)。在其中，距離h係為光源20至平面偵檢器40j的表面之中心點的距離。
具體而言，上述將平面偵檢器40j旋轉至第一軸Z(即Z軸)，其係是透過乘上sin或cos之三角函數的方式旋轉至第一軸Z，此時網格320的表面之中心點PC2之位置函數(x’,z’)轉變成位置函數變量(x_rot,z_rot)，而相關的數學式如下所述：x_rot=x'cosθ -z'sinθ ( 1)
z_rot=x'sinθ +z'cosθ ( 2)
當然，若是將平面偵檢器40j旋轉至第二軸X或者第三軸Y，亦可用同樣原理推導出類似的數學式(1)(2)。
復請參閱第3圖，接著進行步驟S146，根據位置函數變量分別計算在第一偵檢平面P1與第二偵檢平面P2上關於每一個網格於每一個平面偵檢器所對應之平面放射線場所占之幾何比例值。在本步驟中，可以同時進行步驟S146，即同時處理第一偵檢平面P1與第二偵檢平面P2，但也可以先處理第一偵檢平面P1，再處理第二偵檢平面P2，或者，先處理第二偵檢平面P2，再處理第一偵檢平面P1，其係端視實際使用時之需求而定，本 發明不對此加以限制。
請參閱第6圖，係為本發明之計算幾何比例值的流程示意圖。具體而言，進行步驟S1462，分別在第一偵檢平面與第二偵檢平面上找出每一個平面偵檢器所對應之平面放射線場於一計算路徑上之複數個放射場交點，其中計算路徑在第一偵檢平面與第二偵檢平面上分別係為平行於第一偵檢平面之第二軸與第二偵檢平面之第三軸。
在此以第一偵檢平面P1為例，並且參閱第5圖。在第一偵檢平面P1找出平面偵檢器40j所對應之平面放射線場212a於一計算路徑PA上之第一放射場交點PA1與第二放射交點PA2，其中計算路徑PA在第一偵檢平面P1上係為平行於第一偵檢平面P1之第二軸X。同樣地，若是於步驟S144中，將平面偵檢器40j旋轉至第二軸X(即X軸)，則上述計算路徑在第一偵檢平面上應為平行於第一偵檢平面之第一軸Z。
在其他實施例中，若是以第二偵檢平面P2為例，將平面偵檢器40j旋轉至第一軸Z(即Z軸)，則計算路徑在第二偵檢平面P2上則係為平行於第二偵檢平面P2之第三軸Y。同樣地，若將平面偵檢器40j旋轉至第三軸Y(即Y軸)，則計算路徑在第二偵檢平面P2上則係為平行於第二偵檢平面P2之第一軸Z。上述情形本發明不對此加以限制，其係端視實際使用時之需求而定。
此外，上述進行步驟S1462後，三維成像的投影方法S100還包括步驟S1462a至步驟S1462b。第7圖係為本發明之計算平面放射線場於計算路徑上之長度與放射場交點之位置函數的流程示意圖。
進行步驟S1462a，根據位置函數變量，以比例計算出計算路 徑PA於平面放射線場212a所占有之長度L。
舉例而言，如第8圖所示，其係為本發明之以比例計算出計算路徑於平面放射線場所占有之長度的流程示意圖。並請同時參閱第5圖。
首先進行步驟St1，找出每一個平面偵檢器40j與所對應之平面放射線場212a所圍成的一第一區域Z1。換言之，第一區域Z1係為光源20、平面放射線場212a與旋轉至第一軸Z後的平面偵檢器40j所圍成的三角形區域。
其次進行步驟St2，找出平面放射線場212a於計算路徑PA上所圍成的一第二區域Z2。換言之，第二區域Z2係為光源20、平面放射線場212a與計算路徑PA所圍成的三角形區域。
接著進行步驟St3，根據位置函數變量，比較第一區域Z1與第二區域Z2之比例以得到計算路徑PA於平面放射線場212a所占有之長度L。
以第5圖為例，平面偵檢器40j的表面之中心點PC1的位置函數變量(0,h)，而網格320的表面之中心點PC2之位置函數變量(x’_rot,z’_rot)。此外，偵檢器j的長度例如為2d，而在將平面偵檢器40j旋轉至第一軸Z後，平面偵檢器40j的長度修正為2d_rot，其中相關修正差異值的數學式如下所述：
在上述數學式(3)上，在距離越遠時，其修正差異值會越小。而實際運用上，光源20與偵檢器j之間的距離是很遠的，故上述數學式(3)上所呈現出來的修正差異值也越小，因而不會影響到計算上的差異。
基於上述，比較第一區域Z1與第二區域Z2之比例，進而得 到計算路徑PA於平面放射線場212a所占有之長度L，其中相關的數學式如下所述：2d_rot：L=h：z_rot( 4)
L =2d_rot×z_rot/h( 5)
請再參照第7圖，進行步驟S1462a，得出上述計算路徑PA於平面放射線場212a所占有之長度L之後。接著進行步驟S1462b，根據計算路徑於平面放射線場所占有之長度，以計算出複數個放射場交點之位置函數。
以第5圖為例，所述放射場交點即為第一放射場交點PA1與第二放射場交點PA2。第一放射場交點PA1與第二放射交點PA2之間的距離即為上述計算路徑PA於平面放射線場212a所占有之長度L。據此，第一放射場交點PA1之位置函數為(-L/2,z_rot)，而第二放射交點PA2之位置函數則為(L/2,z_rot)。
請復參照第6圖，完成步驟S1462，亦即找出平面偵檢器40j所對應之平面放射線場212a於計算路徑PA上之第一放射場交點PA1與第二放射交點PA2之後。接著進行步驟S1464，根據位置函數變量分別找出每一個網格在第一偵檢平面與第二偵檢平面於計算路徑上相對應之複數個特定交點。
以第一偵檢平面P1為例，如第9圖所示，係為本發明之根據位置函數變量找出網格在第一偵檢平面於計算路徑上相對應之特定交點的流程示意圖。並請同時參閱第10圖，係為第5圖之於計算路徑上找出交集線段計算的示意圖。需說明的是，第10圖僅繪示光源20、部分平面放射線場212a以及計算路徑PA，即第二區域Z2，以便於以下說明。
首先進行步驟S1464a，界定一邊界距離r1。接著進行步驟S1464b，於計算路徑上選取一選取距離，其中選取距離大於等於邊界距離。再來進行步驟S1464c，於計算路徑上以網格為中心而選取距離為半徑的範圍內，判斷平面放射場內是否有特定交點。如第10圖所示，在計算路徑PA上，以網格320的表面之中心點PC2為中心，而選取距離r2為半徑，進而繪出第一特定交點PD1與第二特定交點PD2。並且，由第10圖得知，所述網格320的表面之中心點PC2之位置函數變量(x_rot,z_rot)，而第一特定交點PD1之位置函數(x_rot-r2,z_rot)與第二特定交點PD2之位置函數(x_rot+r2,z_rot)。
需說明的是，本實施例係以所述體素(voxel)之網格之中心點為例。此外，在其他實施例中，亦可以界定如以體素(Voxel)之網格之邊界為基準點，端視實際計算時之需求而定。
由上述步驟S1464c與第10圖得知，在平面放射場212a內有第二特定交點PD2。接著，如第6圖所示，進行步驟S1466，進行一計算，比較複數個放射場交點之位置函數與複數個特定交點之位置函數，以決定在計算路徑上每一個網格於每一個平面偵檢器所對應之平面放射線場所占之幾何比例值。
以第10圖為例，在第一偵檢平面PA上，第一特定交點PD1之位置函數(x_rot-r2,z_rot)與第二特定交點PD2之位置函數(x_rot+r2,z_rot)，以及第一放射場交點PA1之位置函數為(-L/2,z_rot)，而第二放射交點PA2之位置函數則為(L/2,z_rot)，其中計算路徑PA於平面放射線場212a所占有之長度L。於此，由於上述特定交點與放射場交點皆位於計算路徑PA 上，故在計算上考慮到第二軸X上之位置函數即可，而相關的數學式如下所述：g xz =max(min(L /2,x _rot +r 2)-max(-L /2,x _rot -r 2),0)/L (6)
由上述數學式(6)可知，比較第一放射場交點PA1與第一特定交點PD1兩者之位置函數並取兩者之位置函數的最大值，而比較第二放射交點PA2與第二特定交點PD2兩者之位置函數並取兩者之位置函數的最小值，再將前述最大值與最小值的位置函數相減並確保其值為正數，最後再除上計算路徑PA於平面放射線場212a所占有之長度L，即得出在第一偵檢平面P1上關於網格320於平面偵檢器40j所對應之平面放射線場212a所占之幾何比例值gxz。
同樣的原理及步驟，對第二偵檢平面P2進行處理，可得到幾何比例值gyz。
復請參閱第3圖，接著進行步驟S148，將第一偵檢平面P1與第二偵檢平面P2上相互對應之網格所具有的幾何比例值相乘以得到每一個偵檢器所對應之空間單元所具有之子幾何因子gij。
復請參閱第6圖，於上述獲得子幾何因子gij之後，進行步驟S1468，將子幾何因子gij再乘以一修正因子W之步驟，其中修正因子W的計算說明如下所述：
第11A圖係為體素的示意圖。第11B圖係為一個體素未經任何旋轉與放射線場交集的示意圖。
如第11A圖所示，如前述步驟S1464a，界定一邊界距離r1的步驟，在本實施例中，體素(voxel)30的表面之中心點G1到體素(voxel)30邊 緣的垂直距離為邊界距離r1。如第11B圖所示，係為一個體素(voxel)30未經任何旋轉與放射線場210交集的情形，其中假若第一交點PE1之位置函數(x_rot-r1,z_rot)與第二交點PE2之位置函數(x_rot+r1,z_rot)，而假若第一放射場交點PA1之位置函數為(-L/2,z_rot)，而第二放射交點PA2之位置函數則為(L/2,z_rot)。據此，在放射線場210中與體素30所交集的X座標(即第二軸)部分即為第一交集點a與第二交集點b，且第一交集點a之位置函數為(-L/2,z_rot)，而第二交集點b之位置函數則為(x_rot+r1,z_rot)。在計算上，係根據由使用者給定的一權重方程式f1(x)的方式計算，此權重方程式f1(x)的權重(weighting)為1。以第11B圖下方來說，計算面積W為此體素30之機率，計算數學式如下：(b -a )×f 1(x )=(b -a )×1=b -a =W (7)
由此可知，計算上即相當於從第一交集點a積分到第二交集點b。
在實施操作上，體素30係會經過旋轉。請參閱第11C圖，係為體素經旋轉後與放射線場交集的示意圖。此時若仍用前述邊界距離r1作為計算，可能不會與放射線場210交集，而會造成計算上誤差。
據此，本實施例透過定義一個選取距離r2，所述選取距離r2大於邊界距離r1。假若第一特定交點PD1之位置函數(x_rot-r2,z_rot)與第二特定交點PD2之位置函數(x_rot+r2,z_rot)，在計算上，係根據由使用者給定的一權重方程式f2(x)的方式計算，其中權重方程式f2(x)與旋轉角度有關，計算結果如第11C圖下方所示，從第一交集點a積分到第二交集點b，去求積分面積。
需說明的是，不論是前述權重方程式f1(x)和此權重方程式f2(x)的總積分結果必須一樣，以第11B圖和第11C圖為例，總積分結果都為2×r 1。
在實作上，可根據不同的第一交集點a與第二交集點b而建立一表格，直接查表格即可得到修正因子W。
如此方式之下，若體素30未經任何旋轉，即選用邊界距離r1，則權重方程式f1(x)恆為1，故採用數學式(7)的(b-a)即可得到修正因子W。另外，若選用前述選取距離r2大於邊界距離r1的方式，直接以上述查表格的方式得到修正因子W，如此可以減少計算選取距離r2部分之計算量。
此外，進行步驟S148後，本實施例之三維成像的投影方法更包括以下步驟。
第12圖係為本發明之三維成像的投影方法中的均一化參數步驟的示意圖。請參照第12圖。進行步驟S1482，分別計算第一偵檢平面與第二偵檢平面上平行於第一軸方向之該複數個網格的數目。在本實施例中，如第2圖所示，沿著第一軸Z方向的網格的數目為5個。
接著進行步驟S1484，將子幾何因子再乘以一均一化參數之步驟，其中該均一化參數係為1與該複數個網格的數目之比值。在本實施例中，均一化參數N即為1/5。
再回到第1圖所示，進行步驟S140與其相關步驟之後，得到子幾何因子gij。最後再進行步驟S150，將每一個偵檢器j於子放射場212中所對應之每一個空間單元i所具有之子幾何因子gij組合形成一幾何因子矩陣Gij。
綜上所述，本發明之三維成像的投影方法，以建構出在造影領域中之醫學影像重建所需之幾何因子。本發明係先將原本三維空間的數學模型投影至兩個二維的偵檢平面上，進而再將平面偵檢器旋轉至偵檢平面之一軸，藉以簡化運算上的繁雜，進而能降低計算所花費時間。
雖然本發明已以實施例揭露如上，然其並非用以限定本發明，任何所屬技術領域中具有通常知識者，在不脫離本發明之精神和範圍內，當可作些許之更動與潤飾，故本發明之保護範圍當視後附之申請專利範圍所界定者為準。
S100‧‧‧三維成像的投影方法
S110~S150‧‧‧步驟

Claims (9)

  1. 一種三維成像的投影方法，包括：提供一光源，其中該光源產生一放射線場以投射至一偵檢模組，該偵檢模組具有複數個排列成陣列的偵檢器；於該光源與該偵檢模組之間具有複數個空間單元堆疊而形成之三維度空間陣列的一體素；定義每一個感測到該放射線場之該偵檢器與該光源之間具有一子放射線場；依據每一偵檢器於該子放射場中所對應之每一空間單元來進行一運算，以得到一子幾何因子，該運算包括：分別將該偵檢器、對應於每一偵檢器之該子放射場與該複數個空間單元投影至一第一偵檢平面及一第二偵檢平面，使該偵檢器、對應於每一偵檢器之該子放射場與該複數個空間單元在該第一偵檢平面及該第二偵檢平面上分別具有相對應之一平面偵檢器、一平面放射線場及相鄰排列成二維平面之複數列一維陣列，每一列一維陣列具有複數個相鄰排列之網格，其中該第一偵檢平面係由一第一軸與一第二軸所構成，該第二偵檢平面係由該第一軸與一第三軸所構成；分別將該平面偵檢器旋轉至該第一偵檢平面之該第一軸與該第二偵檢平面之該第一軸，使該平面偵檢器以及該複數個網格產生相對應之一位置函數變量； 根據該位置函數變量分別計算在該第一偵檢平面與該第二偵檢平面上關於每一個網格於每一個平面偵檢器所對應之該平面放射線場所占之幾何比例值；將該第一偵檢平面與該第二偵檢平面上相互對應之網格所具有的幾何比例值相乘以得到每一個偵檢器所對應之空間單元所具有之該子幾何因子；以及將每一個偵檢器於該子放射場中所對應之每一個空間單元所具有之該子幾何因子組合形成一幾何因子矩陣。
  2. 如申請專利範圍第1項所述之三維成像的投影方法，其中，於根據該位置函數變量分別計算在該第一偵檢平面與該第二偵檢平面上關於每一個網格於每一個平面偵檢器所對應之該平面放射線場所占之幾何比例值的步驟包括：分別在該第一偵檢平面與該第二偵檢平面上找出每一個平面偵檢器所對應之該平面放射線場於一計算路徑上之複數個放射場交點，其中該計算路徑在該第一偵檢平面與該第二偵檢平面上分別係為平行於該第一偵檢平面之該第二軸與該第二偵檢平面之該第三軸；根據該位置函數變量分別找出每一個網格在該第一偵檢平面與該第二偵檢平面於該計算路徑上相對應之複數個特定交點；以及進行一計算，比較該複數個放射場交點之位置函數與該複數個特定交點之位置函數，以決定在該計算路徑上該 每一個網格於每一個平面偵檢器所對應之該平面放射線場所占之幾何比例值。
  3. 如申請專利範圍第2項所述之三維成像的投影方法，其中，於分別在該第一偵檢平面與該第二偵檢平面上找出每一個平面偵檢器所對應之該平面放射線場於該計算路徑上之該複數個放射場交點的步驟後還包括：根據該位置函數變量，以比例計算出該計算路徑於該平面放射線場所占有之長度；根據該計算路徑於該平面放射線場所占有之長度，以計算出該複數個放射場交點之位置函數。
  4. 如申請專利範圍第3項所述之三維成像的投影方法，其中，以比例計算出該計算路徑於該平面放射線場所占有之長度的步驟還包括：找出每一個平面偵檢器與該所對應之該平面放射線場所圍成的一第一區域；找出該平面放射線場於該計算路徑上所圍成的一第二區域；以及根據該位置函數變量，比較該第一區域與該第二區域之比例以得到該計算路徑於該平面放射線場所占有之長度。
  5. 如申請專利範圍第2項所述之三維成像的投影方法，其中，於進行該計算，比較該複數個放射場交點之位置函數 與該複數個特定交點之位置函數，以決定在該計算路徑上該每一個網格於每一個平面偵檢器所對應之該平面放射線場所占之幾何比例值的步驟前，還包括：界定一邊界距離；於該計算路徑上選取一選取距離，其中該選取距離大於等於該邊界距離；以及於該計算路徑上以該網格為中心而該選取距離為半徑的範圍內，判斷該平面放射場內是否有該特定交點。
  6. 如申請專利範圍第2項所述之三維成像的投影方法，更包括：將該子幾何因子再乘以一修正因子之步驟。
  7. 如申請專利範圍第1項所述之三維成像的投影方法，其中於將該第一偵檢平面與該第二偵檢平面上相互對應之網格所具有的幾何比例值相乘以得到每一個偵檢器所對應之空間單元所具有之該子幾何因子的步驟後，更包括：分別計算該第一偵檢平面與該第二偵檢平面上平行於該第一軸方向之該複數個網格的數目；以及將該子幾何因子再乘以一均一化參數之步驟，其中該均一化參數係為1與該複數個網格的數目之比值。
  8. 如申請專利範圍第1項所述之三維成像的投影方法，其中該光源更進行一轉動運動。
  9. 如申請專利範圍第1項所述之三維成像的投影方法，其中該偵檢模組係為X射線層析攝影合成法、電腦斷層掃描之偵檢模組。
TW103137642A 2014-10-30 2014-10-30 三維成像的投影方法 TWI509564B (zh)

Priority Applications (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
TW103137642A TWI509564B (zh) 2014-10-30 2014-10-30 三維成像的投影方法
EP15183977.6A EP3016073B1 (en) 2014-10-30 2015-09-04 Projection method of three-dimensional imaging
US14/877,470 US9575016B2 (en) 2014-10-30 2015-10-07 Projection method of three-dimensional imaging
JP2015209705A JP6014738B2 (ja) 2014-10-30 2015-10-26 三次元画像の投影方法

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
TW103137642A TWI509564B (zh) 2014-10-30 2014-10-30 三維成像的投影方法

Publications (2)

Publication Number Publication Date
TWI509564B true TWI509564B (zh) 2015-11-21
TW201616448A TW201616448A (zh) 2016-05-01

Family

ID=54105631

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
TW103137642A TWI509564B (zh) 2014-10-30 2014-10-30 三維成像的投影方法

Country Status (4)

Country Link
US (1) US9575016B2 (zh)
EP (1) EP3016073B1 (zh)
JP (1) JP6014738B2 (zh)
TW (1) TWI509564B (zh)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
TWI676024B (zh) * 2017-04-17 2019-11-01 美商雷神公司 用以組合彩色3d影像之系統及方法

Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109816792A (zh) * 2019-02-02 2019-05-28 珠海金山网络游戏科技有限公司 一种三维场景中的定位方法及装置
TWI708217B (zh) * 2019-10-30 2020-10-21 行政院原子能委員會核能研究所 用於雙軸數位斷層合成造影系統的幾何校正方法及其系統

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2004040513A2 (en) * 2002-10-31 2004-05-13 Digitome Corporation 3d projection method
CN1508719A (zh) * 2002-12-19 2004-06-30 ƽ 在断层成像中用可分离算子进行投影矩阵的压缩存储
US7227980B2 (en) * 2002-12-19 2007-06-05 Agilent Technologies, Inc. Systems and methods for tomographic reconstruction of images in compressed format
US7983465B2 (en) * 2007-05-09 2011-07-19 Société De Commercialisation Des Produits De La Recherche Appliquée - Socpra Sciences Santé Et Humaines, S.E.C. Image reconstruction methods based on block circulant system matrices
TW201420082A (zh) * 2012-11-20 2014-06-01 Iner Aec Executive Yuan Ｘ光投影成像裝置

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5412703A (en) * 1993-02-04 1995-05-02 Institute For Radiological Image Science, Inc. Reduced partial volume artifacts in image reconstruction, with application to X-ray computed tomography
US6002739A (en) * 1998-04-28 1999-12-14 Hewlett Packard Company Computed tomography with iterative reconstruction of thin cross-sectional planes
US6178223B1 (en) * 1998-10-06 2001-01-23 Cardiac Mariners, Inc. Image reconstruction method and apparatus
US6201850B1 (en) * 1999-01-26 2001-03-13 Agilent Technologies, Inc. Enhanced thickness calibration and shading correction for automatic X-ray inspection
US8655033B2 (en) * 2009-10-28 2014-02-18 General Electric Company Iterative reconstruction
US9207193B2 (en) * 2010-02-12 2015-12-08 Loma Linda University Medical Center Systems and methodologies for proton computed tomography
TWI494897B (zh) * 2012-11-20 2015-08-01 Iner Aec Executive Yuan 一種三維射束覓跡的投影方法

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2004040513A2 (en) * 2002-10-31 2004-05-13 Digitome Corporation 3d projection method
CN1508719A (zh) * 2002-12-19 2004-06-30 ƽ 在断层成像中用可分离算子进行投影矩阵的压缩存储
US7227980B2 (en) * 2002-12-19 2007-06-05 Agilent Technologies, Inc. Systems and methods for tomographic reconstruction of images in compressed format
US7983465B2 (en) * 2007-05-09 2011-07-19 Société De Commercialisation Des Produits De La Recherche Appliquée - Socpra Sciences Santé Et Humaines, S.E.C. Image reconstruction methods based on block circulant system matrices
TW201420082A (zh) * 2012-11-20 2014-06-01 Iner Aec Executive Yuan Ｘ光投影成像裝置

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
TWI676024B (zh) * 2017-04-17 2019-11-01 美商雷神公司 用以組合彩色3d影像之系統及方法

Also Published As

Publication number Publication date
EP3016073A3 (en) 2016-05-25
TW201616448A (zh) 2016-05-01
US9575016B2 (en) 2017-02-21
JP6014738B2 (ja) 2016-10-25
JP2016087454A (ja) 2016-05-23
EP3016073B1 (en) 2017-04-19
US20160123900A1 (en) 2016-05-05
EP3016073A2 (en) 2016-05-04

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US8000513B2 (en) System and method for 3D time of flight PET forward projection based on an exact axial inverse rebinning relation in fourier space
TWI517093B (zh) Computer tomography reconstruction method
EP3306309B1 (en) Image acquisition device, image acquisition method, and image correction program
CN104050631A (zh) 一种低剂量ct图像重建方法
US20140328528A1 (en) Super-Resolution Apparatus and Method
TWI509564B (zh) 三維成像的投影方法
US9501819B2 (en) Super-resolution apparatus and method
US7769217B2 (en) Fast iterative 3D PET image reconstruction using a set of 2D linogram transformations
CN110268441A (zh) 获得物体的多个部件的3d模型数据的方法
US10089757B2 (en) Image processing apparatus, image processing method, and non-transitory computer readable storage medium
Kolstein et al. Evaluation of list-mode ordered subset expectation maximization image reconstruction for pixelated solid-state compton gamma camera with large number of channels
KR101128566B1 (ko) Ｇｐｕ를 이용한 양전자 방출 단층 촬영 영상에서의 감마선 산란 추정 방법 및 장치
Lesaint et al. GCC and FBCC for linear tomosynthesis
US9245359B2 (en) Apparatus and method for generating medical image using linear gamma ray source
US20140056499A1 (en) Apparatus and method for generating image using correction model
TWI613998B (zh) 斷層合成影像邊緣假影抑制方法
TWI494897B (zh) 一種三維射束覓跡的投影方法
Blackston et al. Progress Update on Iterative Reconstruction of Neutron Tomographic Images, 2019
WO2018133003A1 (zh) Ct三维重建方法及系统
CN109035409A (zh) 一种基于简化的距离驱动与立体角模型的srm及其构建方法
Dimmock et al. An OpenCL implementation of pinhole image reconstruction
JP2010203807A (ja) 画像処理装置、画像処理システム、画像処理方法およびプログラム
Qi et al. Accurate PET Projector Approximations using Ray-Driven Projectors with Image Domain PSF Modeling
Yao et al. Assessment of Line-of-Response Probability Density Function System Matrix for PET
Bernard et al. Enabling real-time reconstruction for high intrinsic resolution SPECT systems