WO2021235974A1 - Multi-energy x-ray imaging method - Google Patents
Multi-energy x-ray imaging method Download PDFInfo
- Publication number
- WO2021235974A1 WO2021235974A1 PCT/RU2021/000169 RU2021000169W WO2021235974A1 WO 2021235974 A1 WO2021235974 A1 WO 2021235974A1 RU 2021000169 W RU2021000169 W RU 2021000169W WO 2021235974 A1 WO2021235974 A1 WO 2021235974A1
- Authority
- WO
- WIPO (PCT)
- Prior art keywords
- images
- image
- sequence
- ray
- original
- Prior art date
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
Definitions
- the present invention relates to the field of medical X-ray technology and can be used in the examination of patients with various diseases, including cancer.
- the disadvantage of the known method consists in the manifestation of artifacts on the obtained separate images, caused both by the natural rhythmic movement of the patient during the diagnostic study (as a result of breathing and heartbeat), and by possible random changes in the position of his body, which reduces the accuracy of image interpretation.
- the technical problem solved by the claimed group of inventions consists in creating a method for X-ray examination, which provides the possibility of accurate interpretation of X-ray images and, therefore, obtaining a highly informative dynamic picture of the patient's condition, which ultimately increases the diagnostic value of the study.
- the technical result is achieved, which consists in the reduction of motion artifacts on the obtained separate images by compensating for the influence of the residual effect of such movement on the information content of these images.
- the technical problem is solved, and the specified technical result is achieved as a result of the implementation of the X-ray examination method, which includes irradiation of the patient with X-rays as a result of supplying a sequence of voltage pulses of various magnitudes to the X-ray source, obtaining the corresponding sequence of initial X-ray images and building on their basis a sequence of separate images of tissues with different coefficients of linear attenuation.
- next (n + 1) -th original image is combined with the previous n-th original image by correcting one of them.
- M p , a N p xM p is the size of each of the compressed images, the formation of a displacement map from them in the scale of the original images D g with its sequential refinement until the final displacement map is obtained and the final corrected image is obtained by shifting the original images according to the final displacement map, which is optional . allows you to avoid the accumulation of defects in the corrected image.
- a map of displacement increments u n is formed , after obtaining each (n + 1) th image, a corresponding displacement map DG P + I, and then, using the Kalman filter, a refined displacement map Dg ' n +1 is formed from the mathematical expression:
- the mentioned combined images are mixed, obtaining an additional image with a higher contrast / noise ratio than any of the original images , which further expands the diagnostic capabilities of the study.
- the claimed method of X-ray examination is implemented as follows.
- the patient is irradiated with X-ray radiation, for example, in a private embodiment, by supplying to the X-ray source a sequence of three voltage pulses, respectively, Ui, U2, U3. Moreover, U2> Ui, and U3 ⁇ U2 (in another version, U2 ⁇ U), a U3> U2).
- the pulses are fed using a voltage generator included in the X-ray power supply.
- the radiation emitted by the source is optionally additionally filtered by passing through a layer of selectively absorbing material.
- the radiation transmitted through the patient is recorded using an X-ray receiver, optionally equipped with a raster filtering out scattered radiation.
- next initial X-ray image g is combined with the previous initial image f by correcting one of them, for example, f.
- the subsequent corrected image f is obtained by shifting the image f according to Ar;
- a map of displacement increments u n is formed , at each step n + 1, a corresponding displacement map Ar n + i is formed , and then, using the Kalman filter, a refined displacement map Ar ' n + i is formed from the mathematical expression: DG n + l ⁇ + ⁇ + 1 + (1 - Kh + ⁇ ) ⁇ (DG h + Un), where K + i is the Kalman coefficient.
- Kalman Filtering A Practical Approach. American Institute of Aeronautics and Astronautics, Incorporated, 2000.
- separate tissue images are constructed, having different linear attenuation coefficients, by applying any suitable algorithm, for example, disclosed in the above-mentioned article by Tong Xu et al.
- An additional merged image can also be obtained by any suitable method of blending the two images, for example, weighted summation or other method widely known in the art (for example, from E. Davies Machine Vision: Theory, Algorithms and Practicalities, Academic Press, 1990), not specifically disclosed herein.
Abstract
The claimed invention relates to the field of medical X-ray technology and can be used for examining patients with different diseases, inter alia, oncological diseases. A multi-energy X-ray imaging method includes: exposing a patient to X-ray radiation produced by applying a sequence of voltage pulses of different magnitudes to a source of X-ray radiation; acquiring a corresponding sequence of initial X-ray images; and using said images to construct a sequence of separate images of tissues having different linear attenuation coefficients. A sequence of N>3 voltage pulses is applied to the source of X-ray radiation, wherein the magnitudes of the voltages U of said pulses for any of n=1...N satisfy the condition: if Un+1>Un, then Un+2<Un+1, or if Un+1<Un, then Un+2>Un+1. After the acquisition of each successive initial image, starting from the second initial image, and before the construction of separate images of tissues having different linear attenuation coefficients, the successive (n+1)th initial image is combined with the preceding nth initial image by correcting one of said images. The invention makes it possible to reduce motion artefacts on the resulting separate images by compensating for the impact of the residual effect of such motion on the informational value of said images.
Description
СПОСОБ МУЛЬТИЭНЕРГЕТИЧЕСКОГО РЕНТГЕНОЛОГИЧЕСКОГО METHOD FOR MULTI-ENERGY X-RAY
ИССЛЕДОВАНИЯ RESEARCH
Настоящее изобретение относится к области медицинской рентгеновской техники и может быть использовано при обследовании пациентов с различными заболеваниями, включая онкологические заболевания. The present invention relates to the field of medical X-ray technology and can be used in the examination of patients with various diseases, including cancer.
Известен способ рентгенологического исследования, включающий в себя облучение пациента рентгеновским излучением в результате подачи на источник рентгеновского излучения последовательности, состоящей из двух импульсов напряжения различной величины, получение соответствующей последовательности исходных рентгеновских изображений и построение на их основе последовательности раздельных изображений тканей, имеющих разные коэффициенты линейного ослабления (см. Patel R. et al. Markerless motion tracking of lung tumors using dual-energy fluoroscopy, Medical physics, vol. 42 (1), 2015, p. 254). There is a known method of X-ray examination, which includes irradiation of a patient with X-rays as a result of supplying a sequence of two voltage pulses of different magnitude to the X-ray source, obtaining a corresponding sequence of initial X-ray images and building on their basis a sequence of separate images of tissues having different coefficients of linear attenuation (see Patel R. et al. Markerless motion tracking of lung tumors using dual-energy fluoroscopy, Medical physics, vol. 42 (1), 2015, p. 254).
Недостаток известного способа состоит в проявлении на получаемых раздельных изображениях артефактов, обусловленных как естественным ритмичным движением пациента во время диагностического исследования (в результате дыхания и сердцебиения), так и возможными случайными изменениями положения его тела, что снижает точность интерпретации изображений. The disadvantage of the known method consists in the manifestation of artifacts on the obtained separate images, caused both by the natural rhythmic movement of the patient during the diagnostic study (as a result of breathing and heartbeat), and by possible random changes in the position of his body, which reduces the accuracy of image interpretation.
Известный способ принят в качестве ближайшего аналога заявленного способа.The known method is adopted as the closest analogue of the claimed method.
Техническая проблема, решаемая заявленной группой изобретений, состоит в создании способа рентгенологического исследования, обеспечивающего возможность точной интерпретации рентгеновских изображений и, следовательно, получения высокоинформативной динамической картины состояния пациента, что, в конечном счете, повышает диагностическую ценность исследования. The technical problem solved by the claimed group of inventions consists in creating a method for X-ray examination, which provides the possibility of accurate interpretation of X-ray images and, therefore, obtaining a highly informative dynamic picture of the patient's condition, which ultimately increases the diagnostic value of the study.
При этом достигается технический результат, заключающийся в редуцировании артефактов движения на получаемых раздельных изображениях за счет компенсации влияния остаточного эффекта такого движения на информативность этих изображений. In this case, the technical result is achieved, which consists in the reduction of motion artifacts on the obtained separate images by compensating for the influence of the residual effect of such movement on the information content of these images.
Техническая проблема решается, а указанный технический результат достигается в результате реализации способа рентгенологического исследования, включающего в себя облучение пациента рентгеновским излучением в результате подачи на источник рентгеновского излучения последовательности импульсов напряжения различной величины, получение соответствующей последовательности исходных рентгеновских
изображений и построение на их основе последовательности раздельных изображений тканей, имеющих разные коэффициенты линейного ослабления. В заявленном способе на источник рентгеновского излучения подают последовательность из N > 3 импульсов напряжения, величины напряжений U которых для любого n = 1...N удовлетворяют условию: если Un+i > Un, то Un+2 ^ Un+i, если Un+i < Un, то Un+2 > Un+i . The technical problem is solved, and the specified technical result is achieved as a result of the implementation of the X-ray examination method, which includes irradiation of the patient with X-rays as a result of supplying a sequence of voltage pulses of various magnitudes to the X-ray source, obtaining the corresponding sequence of initial X-ray images and building on their basis a sequence of separate images of tissues with different coefficients of linear attenuation. In the claimed method, a sequence of N> 3 voltage pulses is fed to the X-ray source, the voltage values U of which for any n = 1 ... N satisfy the condition: if Un + i > Un, then Un + 2 ^ U n + i , if Un + i <Un, then Un + 2> U n + i .
После получения каждого очередного исходного изображения, начиная со второго, перед построением раздельных изображений тканей, имеющих разные коэффициенты линейного ослабления, производят совмещение очередного (п+1)-го исходного изображения с предыдущим n-м исходным изображением путем коррекции одного из них. After obtaining each next initial image, starting from the second, before constructing separate images of tissues with different linear attenuation coefficients, the next (n + 1) -th original image is combined with the previous n-th original image by correcting one of them.
Согласно частному варианту реализации изобретения, совмещение очередного (п+1)-го исходного изображения с предыдущим исходным n-м изображением путем коррекции одного из них производят в результате осуществления последовательности сжатий исходных рентгеновских изображений в кр раз, где кр - текущий коэффициент сжатия, выбираемый из: ki ^ кг ^ кр- 1 ^ кр ^ kp+i ... кр, нахождений векторов смещений Дгр(^) каждого пикселя с координатами i,j, где i = l...Np, j = 1...Мр, a NrcMr - размер каждого из сжатых изображений, формирований из них карты смещений в масштабе исходных изображений и получений текущего скорректированного изображения путем сдвига предыдущего скорректированного изображения соответственно текущей карте смещений вплоть до получения окончательного скорректированного изображения. According to a particular embodiment of the invention, the alignment of the next (n + 1) th original image with the previous original n-th image by correcting one of them is performed as a result of a sequence of compressing the original X-ray images by k p times, where k p is the current compression ratio , selected from: ki ^ kg ^ k p - 1 ^ kp ^ k p + i ... kr, finding the displacement vectors Δg p ( ^ ) of each pixel with coordinates i, j, where i = l ... N p , j = 1 ... M p , a N rc M r - the size of each of the compressed images, the formation of a displacement map from them in the scale of the original images and obtaining the current corrected image by shifting the previous corrected image according to the current displacement map until the final corrected image is obtained ...
Согласно другому частному варианту реализации изобретения, совмещение очередного (п+1)-го исходного изображения с предыдущим n-м исходным изображением путем коррекции одного из них производят в результате осуществления последовательности сжатий исходных рентгеновских изображений в кр раз, где кр - текущий коэффициент сжатия, выбираемый из условия: ki кг ^ ... ^ кр- 1 ^ кр ^ kp+i ...кр и нахождений векторов смещений ДгР(у> каждого пикселя с координатами i,j, где i = l...Np, j = 1...Мр, a NpxMp - размер каждого из сжатых изображений, формирования из них карты смещений в масштабе исходных изображений Дг с ее последовательным уточнением вплоть до получения окончательной карты смещений и получения окончательного скорректированного изображения путем сдвига исходного
изображения соответственно окончательной карте смещений, что дополнительно.позволяет избежать накопления дефектов в корректируемом изображении. According to another particular embodiment of the invention, the alignment of the next (n + 1) -th original image with the previous n-th original image by correcting one of them is performed as a result of a sequence of compressing the original X-ray images in k p times, where k p is the current coefficient compression, selected from the condition: ki kg ^ ... ^ cr- 1 ^ cr ^ kp + i ... cr and finding the displacement vectors Dg P ( y> each pixel with coordinates i, j, where i = l ... N p , j = 1 ... M p , a N p xM p is the size of each of the compressed images, the formation of a displacement map from them in the scale of the original images D g with its sequential refinement until the final displacement map is obtained and the final corrected image is obtained by shifting the original images according to the final displacement map, which is optional . allows you to avoid the accumulation of defects in the corrected image.
Согласно предпочтительному варианту реализации изобретения, после получения каждого п-го изображения, начиная с третьего, дополнительно к формированию соответствующей карты смещений Дгп формируют карту приращений смещений un, после получения каждого (п+1)-го изображения формируют соответствующую карту смещений DGP+I, а затем с помощью фильтра Калмана формируют уточненную карту смещений Дг’п+1 из математического выражения: According to a preferred embodiment of the invention, after obtaining each n-th image, starting from the third, in addition to generating the corresponding displacement map Dg n , a map of displacement increments u n is formed , after obtaining each (n + 1) th image, a corresponding displacement map DG P + I, and then, using the Kalman filter, a refined displacement map Dg ' n +1 is formed from the mathematical expression:
Дг п+1 — Кп+гДГп+1 + (1 - Kh+ΐ)·(DGh + Un), где Kn+i - коэффициент Калмана. Дг п + 1 - Кп + гДГп + 1 + (1 - K h + ΐ ) · (DG h + Un), where Kn + i is the Kalman coefficient.
Это дополнительно позволяет уменьшить влияние ошибок нахождения векторов смещений на качество коррекции. This additionally makes it possible to reduce the influence of errors in finding the displacement vectors on the quality of the correction.
Согласно еще одному частному варианту реализации изобретения, после совмещения очередного (п+1)-го исходного изображения с предыдущим n-м исходным изображением производят смешивание упомянутых совмещенных изображений, получая дополнительное изображение с более высоким соотношением контраст/шум, чем у любого из исходных изображений, что дополнительно расширяет диагностические возможности исследования. According to another particular embodiment of the invention, after combining the next (n + 1) th original image with the previous n-th original image, the mentioned combined images are mixed, obtaining an additional image with a higher contrast / noise ratio than any of the original images , which further expands the diagnostic capabilities of the study.
Заявленный способ рентгенологического исследования реализуют следующим образом. The claimed method of X-ray examination is implemented as follows.
Производят облучение пациента рентгеновским излучением, например, в частном варианте реализации, подавая на источник рентгеновского излучения последовательность из трех импульсов напряжения, величиной, соответственно, Ui, U2, U3. При этом U2 > Ui, а U3 < U2 (в другом варианте, U2 < U), a U3 > U2). The patient is irradiated with X-ray radiation, for example, in a private embodiment, by supplying to the X-ray source a sequence of three voltage pulses, respectively, Ui, U2, U3. Moreover, U2> Ui, and U3 <U2 (in another version, U2 <U), a U3> U2).
Допустима также подача на источник рентгеновского излучения любой последовательности из N > 3 импульсов напряжения, величины напряжений U которых для любого n = 1...N удовлетворяют условию: если I 1 > Un, то Un+2 < Un+i, если Un+i < Un, то Un+2 > Un+i . It is also possible to supply an X-ray source with any sequence of N> 3 voltage pulses, the voltage values U of which for any n = 1 ... N satisfy the condition: if I 1> Un, then U n +2 <U n + i, if Un + i <U n , then Un + 2> U n + i.
Подачу импульсов осуществляют с помощью генератора напряжения, входящего в состав рентгеновского питающего устройства. Испущенное источником излучение опционально дополнительно фильтруют, пропуская через слой селективно поглощающего материала.
Прошедшее сквозь пациента излучение регистрируют с помощью приемника рентгеновского излучения, опционально комплектуемого растром, отфильтровывающим рассеянное излучение. The pulses are fed using a voltage generator included in the X-ray power supply. The radiation emitted by the source is optionally additionally filtered by passing through a layer of selectively absorbing material. The radiation transmitted through the patient is recorded using an X-ray receiver, optionally equipped with a raster filtering out scattered radiation.
Далее, после получения каждого очередного исходного изображения, начиная со второго, производят совмещение очередного исходного рентгеновского изображения g с предыдущим исходным изображением f путем коррекции одного из них, например, f. Further, after obtaining each next initial image, starting from the second, the next initial X-ray image g is combined with the previous initial image f by correcting one of them, for example, f.
Для этого, согласно одному из частных вариантов реализации, осуществляют следующую последовательность операций: For this, according to one of the private embodiments, the following sequence of operations is carried out:
1) производят сжатие изображений g и f в ki раз, в результате чего получают изображения gi и fi; 1) compress images g and f by a factor of ki, resulting in images gi and fi;
2) находят вектор смещения Ari(ij) каждого пиксела gi относительно fi (данная операция может быть реализована любым подходящим алгоритмом, в частности, одним из алгоритмов т.н. «оптического потока», раскрытым, например, в Beauchemin S.S., Barron J.L. «The computation of optical flow», ACM Journals, ACM Computing Surveys, Vol. 27, N° 3, September 1995), при этом совокупность всех найденных векторов Агц ) образует карту смещений Ап; 2) find the displacement vector Ari (ij) of each pixel gi relative to fi (this operation can be implemented by any suitable algorithm, in particular, one of the so-called "optical flow" algorithms, disclosed, for example, in Beauchemin SS, Barron JL " The computation of optical flow ”, ACM Journals, ACM Computing Surveys, Vol. 27, N ° 3, September 1995), while the set of all found vectors Aq ) forms a displacement map An;
3) осуществляют формирование карты смещений Аг в масштабе исходных изображений в результате того, что интерполяцией осуществляют изменение масштаба карты смещений от Ап к Аг; 3) the formation of the displacement map Ar in the scale of the original images is carried out as a result of the fact that the scale of the displacement map from An to Ar is changed by interpolation;
4) получают последующее скорректированное изображение f, осуществляя сдвиг изображения f, согласно Аг; 4) the subsequent corrected image f is obtained by shifting the image f according to Ar;
5) операции 1-4 повторяют при последующих выбранных значениях кр (из последовательности ki, кг, ... кр, подчиняющейся условию кр > kp+i) выбор которых осуществляют предварительно (на этапе отладки заявленного алгоритма совмещения), исходя из требований к качеству раздельных изображений (более подробно с вопросом определения качества рентгеновского изображения можно ознакомиться, например, в Martin C.J. et al. «Measurement of image quality in diagnostic radiology», Appl Radiat Isot, 1999 Jan, 50 (1), pp. 21-38), получая окончательное скорректированное изображение f. 5) operations 1-4 are repeated with subsequent selected values of k p (from the sequence ki, kg, ... kr, obeying the condition k p > k p + i ), which are selected in advance (at the stage of debugging the declared alignment algorithm), based on requirements for the quality of separate images (for more information on the issue of determining the quality of X-ray images, see, for example, Martin CJ et al. "Measurement of image quality in diagnostic radiology", Appl Radiat Isot, 1999 Jan, 50 (1), pp. 21 -38), resulting in the final corrected image f.
Согласно еще одному варианту реализации, осуществляют следующую последовательность операций. In another embodiment, the following sequence of operations is performed.
1) производят сжатие изображений g и f в ki раз, в результате чего получают изображения gi и fi; 1) compress images g and f by a factor of ki, resulting in images gi and fi;
2) находят вектор смещения Агцу) каждого пиксела gi относительно fi (данная операция может быть реализована любым подходящим алгоритмом, в частности, одним из алгоритмов т.н. «оптического потока», раскрытым, например, в упомянутой выше статье
Beauchemin S.S. et al.; при этом совокупность всех найденных векторов Агцу) образует карту смещений Dp ; 2) find the displacement vector Atsu ) of each pixel gi relative to fi (this operation can be implemented by any suitable algorithm, in particular, one of the algorithms of the so-called "optical flow", disclosed, for example, in the above-mentioned article Beauchemin SS et al .; in this case, the set of all found vectors Atsu ) forms a displacement map Dp;
3) осуществляют формирование карты смещений Аг в масштабе исходных изображений в результате того, что интерполяцией осуществляют изменение масштаба карты смещений от Ап к Аг; 3) the formation of the displacement map Ar in the scale of the original images is carried out as a result of the fact that the scale of the displacement map from An to Ar is changed by interpolation;
4) сдвигают изображение f, согласно Аг, в результате чего получают промежуточное изображение f ; 4) shift the image f, according to Ar, as a result of which an intermediate image f is obtained;
5) производят сжатие изображений g и f в кг раз (кг < ki), в результате чего получают изображения g2 и й; 5) compress the images g and f in kg times (kg <ki), as a result of which images g2 and d are obtained;
6) находят вектор смещения Anoj) каждого пиксела g2 относительно 1г (данная операция может быть реализована любым подходящим алгоритмом, в частности, одним из алгоритмов т.н. «оптического потока», раскрытым, например, в упомянутой выше статье Beauchemin S.S. et al.; при этом совокупность всех найденных векторов Агг(у> образует карту смещений Агг; 6) find the displacement vector Ano j) of each pixel g2 relative to 1r (this operation can be implemented by any suitable algorithm, in particular, one of the algorithms of the so-called "optical flow", disclosed, for example, in the article mentioned above by Beauchemin SS et al .; in this case, the totality of all found vectors Arg ( y> forms a displacement map Arg;
7) осуществляют формирование карты смещений А(Аг) в масштабе исходных изображений в результате того, что интерполяцией осуществляют изменение масштаба карты смещений от Агг к А(Аг); 7) the formation of the displacement map A (Ar) is carried out on the scale of the original images as a result of the fact that by interpolation, the scale of the displacement map is changed from Ar to A (Ar);
8) уточняют карту смещений Аг путем уточнения каждого из векторов смещений Ary = Ary + A(Ary); 8) refining the displacement map Ar by refining each of the displacement vectors Ary = Ary + A (Ary);
9) сдвигают изображение f, согласно Аг, в результате чего получают скорректированное изображение f ; 9) shift the image f, according to Ar, as a result of which a corrected image f is obtained;
10) повторяют операции 5-9 при последующих выбранных значениях к (из последовательности ki, кг, ... кр, подчиняющейся условию кр > kp+i) выбор которых осуществляют предварительно (на этапе отладки описанного алгоритма совмещения), исходя из требований к качеству раздельных изображений (раскрытым, например, в упомянутой выше статье Martin C.J. et al.), получая окончательную карту смещений Аг и соответствующее изображение f , которое принимают за окончательное скорректированное изображение. 10) repeat operations 5-9 with subsequent selected values of k (from the sequence ki, kg, ... cr, obeying the condition k p > k p + i ) which are selected in advance (at the stage of debugging the described alignment algorithm), based on the requirements to the quality of the separate images (disclosed, for example, in the article mentioned above by Martin CJ et al.), obtaining the final displacement map Ar and the corresponding image f, which is taken as the final corrected image.
Согласно предпочтительному варианту реализации изобретения, на каждом шаге ппоследовательности из N > 3 импульсов, начиная с третьего, дополнительно к формированию соответствующей карты смещений Агп формируют карту приращений смещений un, на каждом шаге n + 1 формируют соответствующую карту смещений Arn+i, а затем с помощью фильтра Калмана формируют уточненную карту смещений Ar’n+i из математического выражения:
DG n+l Кп+гАГп+1 + (1 - Kh+ΐ)·(DGh + Un), где K +i - коэффициент Калмана. According to a preferred embodiment of the invention, at each step of a sequence of N> 3 pulses, starting from the third, in addition to the formation of the corresponding displacement map Ar n , a map of displacement increments u n is formed , at each step n + 1, a corresponding displacement map Ar n + i is formed , and then, using the Kalman filter, a refined displacement map Ar ' n + i is formed from the mathematical expression: DG n + l Кп + гАГп + 1 + (1 - Kh + ΐ) · (DG h + Un), where K + i is the Kalman coefficient.
Более подробно принцип построения фильтра Калмана раскрыт, в частности, в публикации Paul Zarchan; Howard Musoff. Fundamentals of Kalman Filtering: A Practical Approach. American Institute of Aeronautics and Astronautics, Incorporated, 2000. The principle of constructing a Kalman filter is disclosed in more detail, in particular, in the publication by Paul Zarchan; Howard Musoff. Fundamentals of Kalman Filtering: A Practical Approach. American Institute of Aeronautics and Astronautics, Incorporated, 2000.
На основе полученной пары изображений, состоящей из окончательного скорректированного изображения и исходного изображения, (f и g, соответственно - согласно первому варианту реализации, f и g, соответственно - согласно второму варианту реализации, включая его предпочтительный вариант), осуществляют построение раздельных изображений тканей, имеющих разные коэффициенты линейного ослабления, путем применения любого подходящего алгоритма, например, раскрытого в упомянутой выше статье Tong Xu et al. Based on the obtained pair of images, consisting of the final corrected image and the original image, (f and g, respectively, according to the first embodiment, f and g, respectively, according to the second embodiment, including its preferred embodiment), separate tissue images are constructed, having different linear attenuation coefficients, by applying any suitable algorithm, for example, disclosed in the above-mentioned article by Tong Xu et al.
Допустимо применение любых иных подходящих алгоритмов совмещения двух исходных изображений. Any other suitable algorithms for aligning two original images can be used.
Может быть также получено дополнительное объединенное изображение, любым подходящим способом смешения двух изображений, например, взвешенным суммированием или иным способом, широко известным из уровня техники (например, из Е. Davies Machine Vision: Theory, Algorithms and Practicalities, Academic Press, 1990), не раскрываемым конкретно в рамках настоящей заявки.
An additional merged image can also be obtained by any suitable method of blending the two images, for example, weighted summation or other method widely known in the art (for example, from E. Davies Machine Vision: Theory, Algorithms and Practicalities, Academic Press, 1990), not specifically disclosed herein.
Claims
1. Способ рентгенологического исследования, включающий в себя облучение пациента рентгеновским излучением в результате подачи на источник рентгеновского излучения последовательности импульсов напряжения различной величины, получение соответствующей последовательности исходных рентгеновских изображений и построение на их основе последовательности раздельных изображений тканей, имеющих разные коэффициенты линейного ослабления, отличающийся тем, что на источник рентгеновского излучения подают последовательность из N > 3 импульсов напряжения, величины напряжений U которых для любого n = 1...N удовлетворяют условию: если Un+i > Un, то Un+2 < Un+i , если Un+i < uh,to Un+2 > Un+i , при этом после получения каждого очередного исходного изображения, начиная со второго, перед построением раздельных изображений тканей, имеющих разные коэффициенты линейного ослабления, производят совмещение очередного (п+1)-го исходного изображения с предыдущим n-м исходным изображением путем коррекции одного из них. 1. A method of X-ray examination, including irradiation of a patient with X-ray radiation as a result of supplying a sequence of voltage pulses of various magnitudes to the X-ray source, obtaining a corresponding sequence of initial X-ray images and building on their basis a sequence of separate images of tissues having different linear attenuation coefficients, characterized by the fact that a sequence of N> 3 voltage pulses is fed to the X-ray source, the voltage values U of which for any n = 1 ... N satisfy the condition: if Un + i> U n , then Un + 2 <U n + i, if Un + i <u h, to Un + 2> U n + i, while after obtaining each next initial image, starting from the second, before constructing separate images of tissues with different coefficients of linear attenuation, the next (n + 1) -th original image with the previous n-th original image by correcting one th of them.
2. Способ по п. 1, отличающийся тем, что совмещение очередного (п+1)-го исходного изображения с предыдущим n-м исходным изображением производят в результате осуществления последовательности сжатий упомянутых исходных изображений в кр раз, где кр - текущий коэффициент сжатия, выбираемый из: ki кг ^ ^ kp-i ^ кр kp+i ... кр, нахождений векторов смещений АгР(у) каждого пикселя с координатами i,j, где i = l ...Np, j = 1...Мр, a NpxMp - размер каждого из сжатых изображений, формирований из них карты смещений в масштабе исходных изображений и получений текущего скорректированного изображения путем сдвига предыдущего скорректированного изображения соответственно текущей карте смещений вплоть до получения окончательного скорректированного изображения. 2. The method according to claim 1, characterized in that the alignment of the next (n + 1) -th original image with the previous n-th original image is performed as a result of a sequence of compressing said original images in k p times, where k p is the current coefficient compression, selected from: ki kg ^ ^ kp-i ^ cr k p + i ... cr, finding the displacement vectors Ar P ( y ) of each pixel with coordinates i, j, where i = l ... Np, j = 1 ... Мр, a N p xM p is the size of each of the compressed images, the formation of a displacement map from them in the scale of the original images and obtaining the current corrected image by shifting the previous corrected image according to the current displacement map until the final corrected image is obtained.
3. Способ по п. 1, отличающийся тем, что совмещение очередного (п+1)-го исходного изображения с предыдущим n-м исходным изображением производят в результате осуществления последовательности сжатий упомянутых исходных изображений в кр раз, где кр - текущий коэффициент сжатия, выбираемый из условия: ki > кг > ... > kp-i > кр > kp+i ...кр и нахождений векторов смещений АгР(у) каждого пикселя с координатами i,j,
где i = 1...Np, j = 1...Mp, a NpxMp - размер каждого из сжатых изображений, формирования из них карты смещений в масштабе исходных изображений Аг„ с ее последовательным уточнением вплоть до получения окончательной карты смещений и получения окончательного скорректированного изображения путем сдвига исходного изображения соответственно окончательной карте смещений. 3. The method according to claim 1, characterized in that the alignment of the next (n + 1) -th original image with the previous n-th original image is performed as a result of the sequence of compressing said original images in k p times, where k p is the current coefficient compression, selected from the condition: ki>kg>...> k p -i> k p > k p + i ... cr and finding the displacement vectors Ar P ( y ) of each pixel with coordinates i, j, where i = 1 ... Np, j = 1 ... Mp, a N p xM p is the size of each of the compressed images, the formation of a displacement map from them on the scale of the original images A with its sequential refinement until the final displacement map is obtained and obtaining the final corrected image by shifting the original image according to the final displacement map.
4. Способ по п. 3, отличающийся тем, что после получения каждого п-го изображения, начиная с третьего, дополнительно к формированию соответствующей карты смещений Агп формируют карту приращений смещений un, после получения каждого (п+1)- го изображения формируют соответствующую карту смещений Arn+i, а затем с помощью фильтра Калмана формируют уточненную карту смещений Ar’n+i из математического выражения: 4. The method according to claim 3, characterized in that after obtaining each n-th image, starting from the third, in addition to the formation of the corresponding displacement map Ar n , a map of displacement increments u n is formed , after obtaining each (n + 1) th image the corresponding displacement map Ar n + i is formed , and then, using the Kalman filter, an updated displacement map Ar ' n + i is formed from the mathematical expression:
Аг п+1 — Кп+гАГп+1 + (1 - Kn+l)-(Ar Ί· Un), где Kn+i - коэффициент Калмана. Ar n + 1 - Kn + rAGn + 1 + (1 - Kn + l) - (Ar Ί Un), where Kn + i is the Kalman coefficient.
5. Способ по любому из п.п. 1-4, отличающийся тем, что после совмещения очередного (п+1)-го исходного изображения с предыдущим n-м исходным изображением производят смешивание упомянутых совмещенных изображений, получая дополнительное изображение.
5. The method according to any one of claims. 1-4, characterized in that after aligning the next (n + 1) -th original image with the previous n-th original image, the above-mentioned aligned images are mixed to obtain an additional image.
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2020116809A RU2740870C1 (en) | 2020-05-19 | 2020-05-19 | Multi-power x-ray examination method |
| RU2020116809 | 2020-05-19 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| WO2021235974A1 true WO2021235974A1 (en) | 2021-11-25 |
Family
ID=74213254
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| PCT/RU2021/000169 WO2021235974A1 (en) | 2020-05-19 | 2021-04-23 | Multi-energy x-ray imaging method |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2740870C1 (en) |
| WO (1) | WO2021235974A1 (en) |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2366990C1 (en) * | 2008-04-02 | 2009-09-10 | Государственное образовательное учреждение высшего профессионального образования "Оренбургский государственный университет" | Method for multi-energy radiography |
| US20090283682A1 (en) * | 2008-05-19 | 2009-11-19 | Josh Star-Lack | Multi-energy x-ray imaging |
| RU2559167C1 (en) * | 2014-06-17 | 2015-08-10 | Государственное казенное образовательное учреждение высшего профессионального образования Академия Федеральной службы охраны Российской Федерации (Академия ФСО России) | Multiple-energy x-ray imaging method |
| US20170172528A1 (en) * | 2015-12-21 | 2017-06-22 | General Electric Company | Multi-energy x-ray imaging |
-
2020
- 2020-05-19 RU RU2020116809A patent/RU2740870C1/en active
-
2021
- 2021-04-23 WO PCT/RU2021/000169 patent/WO2021235974A1/en active Application Filing
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2366990C1 (en) * | 2008-04-02 | 2009-09-10 | Государственное образовательное учреждение высшего профессионального образования "Оренбургский государственный университет" | Method for multi-energy radiography |
| US20090283682A1 (en) * | 2008-05-19 | 2009-11-19 | Josh Star-Lack | Multi-energy x-ray imaging |
| RU2559167C1 (en) * | 2014-06-17 | 2015-08-10 | Государственное казенное образовательное учреждение высшего профессионального образования Академия Федеральной службы охраны Российской Федерации (Академия ФСО России) | Multiple-energy x-ray imaging method |
| US20170172528A1 (en) * | 2015-12-21 | 2017-06-22 | General Electric Company | Multi-energy x-ray imaging |
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| PATEL RAKESH; PANFIL JOSHUA; CAMPANA MARIA; BLOCK ALEC M.; HARKENRIDER MATTHEW M.; SURUCU MURAT; ROESKE JOHN C.: "Markerless motion tracking of lung tumors using dual-energy fluoroscopy", MEDICAL PHYSICS., AIP, MELVILLE, NY., US, vol. 42, no. 1, 1 January 1901 (1901-01-01), US , pages 254 - 262, XP012193000, ISSN: 0094-2405, DOI: 10.1118/1.4903892 * |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| RU2740870C1 (en) | 2021-01-21 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP6139207B2 (en) | System and method for contrast medium estimation in X-ray imaging | |
| US20090135994A1 (en) | System And Method For Creating Mixed Image From Dual-Energy CT Data | |
| JP2007111525A (en) | Computer tomographic image creating method in x-ray computer tomography | |
| DE102008030552A1 (en) | A method for generating image data on a virtually predefinable x-ray tube voltage from first and second CT image data | |
| JPS59111740A (en) | Aligning filter for x-ray hybrid subtraction | |
| US9271691B2 (en) | Method and x-ray device to determine a three-dimensional target image data set | |
| JP2018038646A (en) | Image processing apparatus, method, and program | |
| US8428321B2 (en) | Medical image processing apparatus and method, as well as program | |
| WO2020006352A1 (en) | System and method for high fidelity computed tomography | |
| JP7352687B2 (en) | Radiography system, radiography control device and method | |
| JP2009279289A (en) | X-ray ct apparatus | |
| JP2010525856A (en) | Imaging system for imaging a region of interest from energy dependent projection data | |
| WO2019181230A1 (en) | Radiography system, photography control device, and method | |
| WO2021235974A1 (en) | Multi-energy x-ray imaging method | |
| JP6671267B2 (en) | Image processing apparatus, method and program | |
| US7974450B2 (en) | Method for generation of 3-D x-ray image data of a subject | |
| WO2021162581A1 (en) | Dual-energy radiography method (variants) | |
| CN104361567A (en) | Lung 4D-CT image inhaling process middle phase image reconstruction method based on registration | |
| US20230214972A1 (en) | Motion compensation processing apparatus and method of medical images | |
| Wang et al. | One-step Iterative Estimation of Effective Atomic Number and Electron Density for Dual Energy CT | |
| Chang et al. | An Adaptive Optimum Contrast CT Image Acquisition for Improved Spectrum Estimation-Guided DECT reconstruction | |
| US11147529B2 (en) | Method and apparatus for spectral adjustment in digital X-ray imaging | |
| WO2022181022A1 (en) | Image processing device and method, radiography system, and program | |
| WO2021162026A1 (en) | Image processing device and image processing method | |
| JP7431602B2 (en) | Image processing device and image processing method |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| 121 | Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application |
Ref document number: 21807926 Country of ref document: EP Kind code of ref document: A1 |
|
| NENP | Non-entry into the national phase |
Ref country code: DE |
|
| 122 | Ep: pct application non-entry in european phase |
Ref document number: 21807926 Country of ref document: EP Kind code of ref document: A1 |