Способ и система для выполнения визуализации методом низкодозовой компьютерной томографии

Авторы патента:


Способ и система для выполнения визуализации методом низкодозовой компьютерной томографии
Способ и система для выполнения визуализации методом низкодозовой компьютерной томографии
Способ и система для выполнения визуализации методом низкодозовой компьютерной томографии
Способ и система для выполнения визуализации методом низкодозовой компьютерной томографии
Способ и система для выполнения визуализации методом низкодозовой компьютерной томографии
Способ и система для выполнения визуализации методом низкодозовой компьютерной томографии
Способ и система для выполнения визуализации методом низкодозовой компьютерной томографии
Способ и система для выполнения визуализации методом низкодозовой компьютерной томографии
Способ и система для выполнения визуализации методом низкодозовой компьютерной томографии
Способ и система для выполнения визуализации методом низкодозовой компьютерной томографии
Способ и система для выполнения визуализации методом низкодозовой компьютерной томографии
Способ и система для выполнения визуализации методом низкодозовой компьютерной томографии

 


Владельцы патента RU 2571564:

КОНИНКЛЕЙКЕ ФИЛИПС ЭЛЕКТРОНИКС Н.В. (NL)

Изобретение относится к системам сбора и реконструкции данных компьютерной томографии. Техническим результатом является снижение дозы радиации при сканировании методом компьютерной томографии. Предложен способ формирования данных изображения с высоким разрешением. Способ включает в себя этап, на котором управляют, посредством контроллера источника, источником излучения для модуляции потока испускаемого излучения между высоким потоком и низким потоком в течение разных периодов интегрирования при одном сканировании. А также согласно способу формируют изображения с высоким разрешением на основании данных проекций высокого разрешения, полученных с недостаточным шагом дискретизации, полученных в течение высокого потока, и неполных данных проекций низкого разрешения, полученных в течение низкого потока. 2 н. и 13 з.п. ф-лы, 12 ил.

 

Настоящее изобретение относится, в общем, к сбору и реконструкции данных КТ (компьютерной томографии) и, в частности, к низкодозовой КТ с высокоразрешающей реконструкцией.

Компьютерно-томографические сканеры (КТ-сканеры) испускают ионизирующее излучение, которое может причинять повреждение живой ткани, что приводит к повышению риска ракового заболевания, опухолей и генетического поражения при характерных дозах и может вызывать ожоги кожи и выпадение волос при высоких дозах. По существу, для ослабления облучения пациента ионизирующим излучением (т.е. снижения дозы пациента) во время КТ-сканирования предложены различные подходы.

Один подход, предложенный в литературе, заключался в применении принципов сканирования со сжатием. При этом задачей является реконструкция томографического изображения, свободного от артефактов, по данным, полученным с существенно недостаточным шагом дискретизации, посредством компенсации недостающих проекций с помощью дополнительной информации, например, предварительного изображения, и введения общих ограничений разреженности. Однако в большинстве клинических случаев КТ-изображения не имеют заметно разреженных характеристик, так как полезная информация широко распределена как в области изображения, так и в области синограммы.

В результате для применения методов сканирования со сжатием требуется предварительное изображение, которое содержит признаки, аналогичные признакам заданного изображения. В данных случаях разность между двумя изображениями может иметь разреженные характеристики, которые можно использовать в дальнейшем в процессе специализированной реконструкции. Предварительное изображение получают, например, КТ-сканированием с небольшой разницей по времени до (или после) получения заданного сканированного изображения, например, при перфузионной КТ; или предварительное изображение может быть изображением с отсчетами, взятыми по полному углу, и низким временным разрешением в КТ сердца. Такие методы, как PICCS и HYPR основаны на упомянутых предварительных сканированных изображениях.

К сожалению, снижение дозы облучения неизбежно усиливает шум в изображении, в котором преобладает, главным образом, собственный пуассоновский (или «квантовый») шум рентгеновских фотонов, достигающих детекторов. Кроме того, стремление работать с очень низкой дозой в обычных КТ-системах создает значительный избыточный шум и артефакты в изображении. Это происходит, когда электронные сигналы, формируемые детекторными элементами, приближаются к уровню электронного шума.

В современной клинической практике КТ-сканеры применяют для решения множества разных задач, которые могут значительно отличаться по требованиям. Например, сканирования сердца обычно нуждаются в высоких плотностях потока рентгеновского излучения в течение относительно короткого периода времени (обеспечиваемых большим током трубки), тогда как сканирования легких можно выполнять с очень малым током трубки. По приведенной причине важно, чтобы детекторы излучения предоставляли надежные данные как при очень низкой, так и при высокой плотностях потока рентгеновского излучения.

Обычные интегрирующие детекторы, которые выполнены на основе фотодиодов с интегрированием тока, связанных с пикселями сцинтиллятора, обладают ограниченной способностью регистрации слабых сигналов и при этом широким динамическим диапазоном. Как правило, в данном случае уровень шума, который вызывается как темновым током фотодиодов, так и электронным шумом, эквивалентен приблизительно 10-50 средним рентгеновским квантам. Точное число зависит от конкретной конструкции и от рабочего режима. Уровень шума определяет минимальный предел регистрации, так как надежную регистрацию можно выполнять, когда измеренное значение заметно больше, чем шум приблизительно больше, по меньшей мере, в два раза.

Обычные интегрирующие детекторы обеспечивают полный динамический диапазон с хорошей линейностью, который обычно является очень широким и может превышать 1:10000, но практическая проблема состоит, главным образом, в надежной регистрации небольшого числа рентгеновских квантов на одно считывание, т.е. порядка 1-100 рентгеновских квантов. Приведенный диапазон регистрации является ключевым для работы при очень низких дозах рентгеновского облучения, поскольку многие проекции, которые проходят через сильно ослабленный объект, могут достигать упомянутых низких значений. Проблема слабого сигнала может встречаться еще чаще, если предполагается применение детекторных матриц с особенно малыми пикселями для получения высокоразрешающих сканеров. Аналогичное ограничение может возникать в двухслойных детекторах, предназначенных для применения в двух энергетических диапазонах, в которых поток излучения делится между двумя каналами регистрации.

Аспекты настоящей заявки относятся к вышеупомянутым и другим проблемам.

В соответствии с одним аспектом способ включает в себя этап формирования данных изображения с высоким разрешением на основании данных проекций высокого разрешения, полученных с недостаточным шагом дискретизации, и неполных данных проекций низкого разрешения. Данные проекций высокого разрешения, полученные с недостаточным шагом дискретизации, и неполные данные проекций низкого разрешения собирают в течение разных интервалов сбора данных одного сканирования.

В соответствии с другим аспектом система включает в себя источник излучения, сконфигурированный с возможностью попеременного модулирования испускаемого потока излучения между высоким и низким потоками в течение разных периодов интегрирования при сканировании, детекторную матрицу, сконфигурированную с возможностью попеременного переключения мультиплексирования пикселей детектора между высоким и низким разрешениями скоординировано с модуляцией потоков, и блок реконструкции, сконфигурированный с возможностью реконструкции данных изображения с высоким разрешением на основании данных проекций, соответствующих данным проекций высокого разрешения, полученным с недостаточным шагом дискретизации, и неполных данных проекций низкого разрешения.

В соответствии с другим аспектом компьютерно-считываемый носитель информации, кодированный командами, которые при исполнении процессором компьютера, задают процессору: применить алгоритм реконструкции при сканировании со сжатием для реконструкции полных данных изображения с высоким разрешением на основании данных проекций высокого разрешения, полученных с недостаточным шагом дискретизации, и неполных данных проекций низкого разрешения, полученных в процессе того же сканирования.

Изобретение может принимать форму различных компонентов и компоновок компонентов и различных этапов и компоновок этапов. Чертежи предназначены только для иллюстрации предпочтительных вариантов осуществления и не подлежат истолкованию в смысле ограничения изобретения.

Фиг. 1 - примерная система визуализации.

Фиг. 2-6 - примерные уровни/группировки и шаблоны мультиплексирования пикселей детектора/модуляции потока излучения.

Фиг. 7 - примерный способ реконструкции полных данных изображения с высоким разрешением по данным проекций высокого разрешения, полученным с недостаточным шагом дискретизации, и неполным данным проекций низкого разрешения

Фиг. 8 - примерный способ реконструкции полных данных изображения с высоким разрешением, представленных на фиг. 7.

На фиг. 1 изображена система 100 визуализации, например компьютерно-томографический (КТ) сканер. Система 100 визуализации включает в себя стационарный гентри 102 и поворотный гентри 104, который установлен с возможностью поворота на стационарном гентри 102. Поворотный гентри 104 поворачивается вокруг области 106 обследования относительно продольной z-оси. Опора 118, например, стол, поддерживает пациента в области 106 обследования. Опору 118 можно использовать для различного позиционирования пациента относительно x-, y- и/или z-осей до, во время и/или после сканирования.

Источник 108 излучения, например рентгеновская трубка, установлен на поворотном гентри 104 и поворачивается с поворотным гентри 104 и испускает излучение. Контроллер 110 источника управляет источником 108 излучения. Как подробно поясняется в дальнейшем, в одном варианте осуществления контроллер 110 источника может управлять источником 108 излучения для модуляции испускаемого потока излучения между, по меньшей мере, первым и вторым разными потоками в течение разных интервалов интегрирования/периодов сканирования. Когда первый (или второй) поток больше, чем второй (или первый) поток, модуляция между первым и вторым потоками в течение сканирования снижает дозу пациента в сравнении с таким же сканированием, при котором источник 108 испускает излучение, имеющее только высокий поток.

Детекторная матрица 112, чувствительная к излучению, содержащая, по меньшей мере, один ряд пикселей детектора, расположена напротив источника 108 и регистрирует излучение, которое пересекает область 106 обследования и формирует данные проекций, характеризующие упомянутую область. Контроллер 114 детектора управляет детекторной матрицей 112, чувствительной к излучению. Как подробно поясняется в дальнейшем, в одном варианте осуществления, контроллер 110 выборочно изменяет мультиплексирование пикселей детектора таким образом, что для регистрации проекций служат отдельные пиксели или более крупные группы пикселей. В общем, отдельные пиксели обеспечивают относительно более высокое разрешение в сравнении с более крупными группами пикселей.

Блок 124 реконструкции реконструирует данные проекций и формирует данные объемного изображения, характеризующие область 106 обследования. Блок 124 реконструкции может использовать различные алгоритмы реконструкции, например, алгоритмы из банка 116 алгоритмов реконструкции и/или другие алгоритмы. Как подробно поясняется в дальнейшем, блок 124 реконструкции может использовать алгоритм, по которому, чтобы реконструировать полные данные объемного изображения с высоким разрешением, используют данные проекций высокого разрешения, полученные с недостаточным шагом дискретизации, и реконструированные данные изображения низкого разрешения. Упомянутый алгоритм обеспечивает снижение дозы пациента и формирование полных данных изображения с высоким разрешением при одновременном смягчении ограничений регистрации, соответствующих слабому потоку излучения.

Универсальная компьютерная система выполняет функцию операторского пульта 120, который включает в себя удобочитаемые устройства вывода, например дисплей и/или принтер, и устройства ввода, например клавиатуру и/или мышь. Резидентное программное обеспечение пульта 120 позволяет оператору управлять работой системы 100, например позволяет пользователю выбирать метод сканирования, при котором модулируется испускаемый поток излучения, и скоординировано с ним изменяется мультиплексирование пикселей детектора (что дает в результате данные проекций высокого и низкого разрешения, зарегистрированные в пространстве и во времени), и выбирать алгоритм реконструкции для реконструкции полных данных изображения с высоким разрешением по полученным данным проекций.

Как кратко изложено выше, контроллер 110 источника может управлять источником 108 излучения для модуляции потока излучения, и контроллер 114 детектора может управлять детекторной матрицей 112 для изменения мультиплексирования пикселей. Следует понимать, что для описанной работы можно использовать различные подходы, и что подходы могут учитывать различные факторы, например, в частности, клиническое применение, оптимизацию, возможные снижения качества изображения (например, в зависимости от разрешения, шума, артефактов и т.п.), дозу облучения пациента, системные возможности и рабочие характеристики и/или другие факторы.

Например, мультиплексирование пикселей можно обеспечивать аналоговым мультиплексированием нескольких пикселей детектора в более крупный эффективный пиксель (обычно, применяют группу из двух или четырех пикселей). В данном случае более крупная группа пикселей будет характеризоваться абсолютным уровнем электронного шума, приблизительно таким же, как небольшой базовый пиксель, но при этом средний рентгеновский поток, падающий на более крупную группу пикселей, будет больше в число раз, равное отношению площадей. Поэтому отношение сигнал/шум повышается соответственно увеличению площади эффективного пикселя. При использовании более крупных пикселей пространственное разрешение снижается.

Модуляцию потока излучения можно обеспечить изменением температуры электронного эмиттера, например горячего катода; питанием рентгеновской трубки импульсным источником высокого напряжения для воздействия на электрическое поле между источником электронов и анодом рентгеновской трубки; изменением электрического поля непосредственно перед электронным эмиттером; применением электрического и/или магнитного отклонения электронного пучка, падающего на поверхность анода рентгеновской трубки; применением специальных геометрических конструкций вращающегося анода или изготовлением анода из разных материалов и т.п. Подход для обеспечения требуемого среднего потока излучения в течение временного интервала состоит в использовании очень быстрого циклического переключения излучения между состояниями включено и выключено.

На фиг. 2, 3, 4 и 5 представлены соответствующие неограничивающие примеры модулирования потока излучения и мультиплексирования пикселей детекторов, скоординированных между собой. На фиг. 2(a), 3(a), 4(a) и 5(a) по y-оси представлена относительная интенсивность или поток, и на всех фигурах x-ось представляет время.

На фиг. 2(a) поток поочередно изменяется между двумя уровнями 202 и 204, при этом низкий уровень 202 составляет одну четвертую от высокого уровня 204. Шаблон 206 модуляции модулирует поток таким образом, чтобы поток имел высокий уровень 204 в течение одного периода интегрирования (интервала сбора данных, проекции и т.п.) и низкий уровень 202 в течение следующих двух периодов интегрирования. Приведенный шаблон повторяется с течением времени. На фиг. 2(b) представлен соответствующий шаблон 208 мультиплексирования детектора, по которой одиночные небольшие пиксели 210 детектора регистрируют излучение в течение высоких уровней 204, и группировки 212 одиночных небольших пикселей детектора регистрируют излучение в течение низких уровней 202. В приведенном примере размер группировки составляет четыре пикселя детектора, и форма группировки представляет собой двумерный массив (или матрицу), охватывающий два пикселя детектора по x-оси (т.е. по углу сканера) и две строки пикселей детектора по z-оси.

На фиг. 3(a) и 3(b) показаны такие же уровни 202 и 204 модуляции потока и шаблон 206 модуляции, как на фиг. 2(a). Однако шаблон 302 мультиплексирования включает в себя использование одиночных пикселей 210 детектора для регистрации излучения для высокого уровня 204 потока и группировок 304 из четырех пикселей детектора вдоль направления z-оси для низкого уровня 202 потока. На фиг. 4(a) и 4(b) низкий уровень 402 потока равен одной второй высокого уровня 204 потока, при этом шаблон 404 модуляции модулирует поток при высоком уровне 204 в течение одного периода интегрирования и при низком уровне 402 в течение следующих пяти периодов интегрирования, и шаблон 406 мультиплексирования включает в себя использование одиночных пикселей 210 детектора для высокого уровня 204 потока и группировки 408 из двух пикселей вдоль направления z-оси для низкого уровня 402 потока.

На фиг. 5(a) и 5(b) показаны такие же уровни потока, как на фиг. 1(a) и 2(a), при этом шаблон модуляции потока является таким, как на фиг. 3(a), группировки пикселей являются такими, как на фиг. 2(b), и шаблон 406 мультиплексирования пикселей является таким, как на фиг. 4(b). На фигурах 2-5 суммарная доза облучения снижена соответственно до 50,0%, 50,0%, 58,33% и 37,5% в сравнении со 100% дозой при сканировании, когда большой поток и одиночные пиксели используют в течение каждого периода интегрирования.

Следует отметить, что в вышеприведенных примерах отношение сигнал/шум при регистрации равно данному отношению во время стандартного сканирования, при котором используют одиночные пиксели для всех процедур получения проекций/периодов интегрирования, и относительный уровень излучения является одним для всех процедур получения проекций/периодов интегрирования. В других вариантах осуществления мультиплексирование можно выполнять так, чтобы отношение сигнал/шум было разным в течение, по меньшей мере, двух периодов интегрирования. Кроме того, можно применять отличающиеся и/или более крупные группировки пикселей (например, 6, 8, 10, 16 и т.п.). Кроме того, можно использовать, по меньшей мере, три разных уровня интенсивности излучения и/или, по меньшей мере, три разных группировки пикселей.

Кроме того, разность по времени между двумя проекциями высокого разрешения можно изменять на протяжении сканирования. В дополнение, в течение сканирования можно изменять или не изменять спектр рентгеновского излучения. Более того, можно регулировать по времени фазу модуляции излучения (или сдвиг всей последовательности относительно опорного момента времени). Следует также отметить, что, на приведенных фигурах модуляция интенсивности рентгеновского излучения в период интегрирования является ступенчатой функцией и что в настоящем изобретении предусмотрена также возможность несколько замедленного изменения характеристик (кривая 602 на фиг. 6), например, в пределах порядка 10-50 микросекунд.

В двухслойном детекторе, выполненном для двухэнергетического применения, длительности мультиплексирования можно использовать для объединения верхних и нижних пикселей в эффективный обычный однослойный пиксель детектора со сниженным шумом. При реконструкции разных спектральных изображений будут использоваться двухэнергетические проекции с недостаточным шагом дискретизации и неполные проекции в пределах всего спектра излучения.

В одном примере мультиплексирование пикселей может быть основано на обычных переключателях с КМОП структурой, выполненных на комплементарных КМОП транзисторах с каналом n-типа и каналом p-типа. Посредством приложения необходимого +Vc (управляющего напряжения) к затвору n-канала, и -Vc к затвору p-канала, переключатель можно переключать в состояния с замкнутым или разомкнутым контактом. Применение конфигурации транзисторов n-типа и p-типа позволяет уменьшить инжекцию избыточного заряда, которая вызывается в течение последовательности переключения. Если два транзистора в паре хорошо согласованы, то в течение последовательности переключения можно обеспечить инжекцию заряда намного ниже 1 фКл. В некоторых конфигурациях детекторов заряд, инжектированный при переключении, может быть пренебрежимо малым.

В других конфигурациях инжектированным зарядом нельзя пренебречь, и, следовательно, необходимо применить специальную схему для немедленного сброса данного заряда после переключения и перед тем, как начнется новое считывание. Упомянутый сброс можно производить, например, стандартными методами, которые уже применяются в электронных устройствах КТ-детекторов. Длительность переключения может составлять всего несколько наносекунд. Однако общее время переключения, включающее в себя любой дополнительный механизм сброса, может быть установлено в соответствии с периодом интегрирования. Например, когда система 100 сконфигурирована с периодом интегрирования порядка 100-300 микросекунд, длительность переключения можно установить до нескольких микросекунд. Следует понимать, что термины «период интегрирования» и другие термины служат для описания любого обычного метода сбора данных, соответствующего определению отдельных длительностей множества процедур получения проекций для визуализации.

Как отмечено выше, модуляция потока и мультиплексирование пикселей синхронизированы. В одном примере данной синхронизацией можно управлять посредством регулирования (например, в течение процедуры калибровки системы) временной фазы сигнала управления либо модуляцией излучения, либо мультиплексированием пикселей. Калибровку можно выполнять один раз перед клиническими сканированиями или иначе. Например, в течение процедуры калибровки выполняется сканирование в запланированной конфигурации (в воздухе или с фантомом), и данные записываются. Затем фазу взаимного чередования немного изменяют, и измерение повторяют. Для обнаружения установки фазы, при которой данные мелких пикселей достигают наиболее высоких сигналов среди всех проверок, и данные группы мультиплексированных пикселей достигают самые слабые сигналы, можно выполнить итеративную последовательность.

Как отмечено выше, блок 124 реконструкции может реконструировать полные данные изображения с высоким разрешением на основании данных проекций высокого разрешения, полученных с недостаточным шагом дискретизации, и реконструированных данных изображения с низким разрешением, которое сформировано по данным проекций высокого разрешения, полученным с недостаточным шагом дискретизации, и неполным данным проекций низкого разрешения. В одном варианте осуществления алгоритм реконструкции формирует данные изображения с высоким разрешением посредством одновременного решения УРАВНЕНИЙ 1 и 2:

УРАВНЕНИЕ: 1

min ψ ( B X X R ) , и

УРАВНЕНИЕ: 2

min M X Y ,

где УРАВНЕНИЕ 1 относится к учету разреженности сканирования со сжатием, УРАВНЕНИЕ 2 относится к реконструкции томографического изображения, Ψ представляет преобразование разреживания, X представляет данные изображения с высоким разрешением, B означает преобразование размытия, которое снижает 3-мерное пространственное разрешение данных X до разрешения данных XR, при этом XR представляет опорные, правильно реконструированные данные изображения с низким разрешением, M означает преобразование, выполняемое системой, которое включает в себя все свойственные сканеру характеристики, Y означает данные проекций высокого разрешения, полученные с недостаточным шагом дискретизации.

В одном примере УРАВНЕНИЕ 1 можно решать посредством минимизации нормы с использованием метода полной вариации, и УРАВНЕНИЕ 2 можно решать методом итеративной реконструкции (например, ART, MLEM) в смысле решения методом наименьших квадратов или оптимизации на основе модели пуассоновского шума. Однако в альтернативном варианте применимы и настоящим изобретением предусмотрены другие подходящие математические методы. Преобразование B может быть пространственным фильтром изображения, работающим в пространстве вокселей изображения или в области Фурье-преобразования, при этом характеристики фильтра вычисляют по известным модуляционно-передаточным функциям (МПФ) в режимах высокого разрешения и низкого разрешения. Подходящее преобразование размытия может быть сглаживающим низкочастотным фильтром. Преобразование B размытия заложено в итеративное решение уравнения 1. Подходящая схема упомянутого процесса показана УРАВНЕНИЕМ 3:

УРАВНЕНИЕ: 3

I t + 1 = I t + α ( T V ( B I t I R t ) ) , и

где t обозначает итерационную последовательность, I представляет скорректированное изображение с высоким разрешением, IR представляет опорное изображение, B представляет преобразование размытия, α представляет предварительно установленный параметр, TV представляет оператор полной вариации, и оператор «дельта» (∇) дает (для каждого вокселя) относительный градиент полной вариации на изменение данного вокселя.

Преобразование B размытия можно вычислить однократно как калибровку системы или установить предварительно. Поскольку все необходимые параметры известны, то упомянутое преобразование можно вычислить аналитически или можно смоделировать с помощью компьютерной модели сканера. Возможна также разработка измерительной калибровочной процедуры на фантомах, которые можно сканировать в режимах высокого разрешения и низкого разрешения. Характеристики изображения можно использовать для поиска подходящего преобразования, которое будет видоизменять изображение с высоким разрешением до изображения с низким разрешением.

На фиг. 7 представлен способ реконструкции данных изображения с высоким разрешением по данным проекций высокого разрешения, полученным с недостаточным шагом дискретизации, и неполным данным проекций низкого разрешения.

На этапе 702 выполняют сканирование, в ходе которого модулируют поток излучения и скоординировано мультиплексируют пиксели детектора. В качестве неограничивающего примера модуляция потока и мультиплексирование пикселей детектора можно выполнять, как поясняется в связи с фиг. 2-5, их комбинации и/или иным способом.

На этапе 704 данные проекций высокого разрешения, полученные с недостаточным шагом дискретизации, и данные проекций низкого разрешения объединяют, чтобы сформировать полный набор данных проекций низкого разрешения. В одном варианте можно объединять данные нескольких пространственно смежных проекций высокого разрешения, чтобы формировать эффективные данные проекций низкого разрешения.

На этапе 706 реконструируют полный набор данных проекций низкого разрешения, чтобы сформировать опорные данные изображения с низким разрешением.

На этапе 708 данные проекций высокого разрешения, полученные с недостаточным шагом дискретизации, и опорные данные изображения с низким разрешением используют, чтобы реконструировать полные данные изображения с высоким разрешением. Как поясняется в настоящем описании, реконструкцию при сканировании со сжатием можно применить для реконструкции полных данных изображения с высоким разрешением, как поясняется на фиг. 8 или иначе.

На фигуре 8 представлена подходящая блок-схема последовательности операций способа сканирования со сжатием, который можно применить на этапе 708 способа, представленного на фиг. 7.

На этапе 802 получают данные проекций высокого разрешения, получаемые с недостаточным шагом дискретизации, и реконструированные опорные данные изображения с низким разрешением.

На этапе 804 повышают четкость реконструированных опорных данных изображения с низким разрешением. Например, в одном варианте осуществления четкость реконструированных опорных данных изображения с низким разрешением повышают методом обратной свертки, который обеспечивает первоначальную оценку реконструкции изображения.

На этапе 806 данные проекций высокого разрешения, полученные с недостаточным шагом дискретизации, и реконструированные опорные данные изображения с низким разрешением, подвергнутые повышению четкости, используют, чтобы реконструировать промежуточные данные изображения с высоким разрешением. Метод реконструкции может быть итерационной томографической реконструкцией.

На этапе 808 фильтруют реконструированные промежуточные данные изображения с высоким разрешением. Например, в одном варианте осуществления реконструированные данные изображения с низким разрешением размывают, например, с использованием преобразования B размытия, описанного выше в связи с УРАВНЕНИЯМИ 1-3.

На этапе 810 формируют разностные данные изображения посредством получения разности между отфильтрованными реконструированными промежуточными данными изображения с высоким разрешением и реконструированными данными изображения с низким разрешением.

На этапе 812 выполняют определение, удовлетворяют ли разностные данные изображения предварительно заданным критериям.

Если разностные данные изображения не удовлетворяют предварительно заданным критериям, то на этапе 814 промежуточные данные изображения высокого разрешения оптимизируют, и этапы 808-812 повторяют для формирования нового промежуточного изображения высокого разрешения, которое после фильтрации на этапе 808 становится более сходным с реконструированным изображением низкого разрешения. Оптимизация может учитывать параметр реконструкции, разреженность, полную вариацию, регуляризацию и/или другие факторы. Предварительно заданные критерии могут быть также предварительно заданным числом итераций.

Если разностные данные изображения удовлетворяют предварительно заданным критериям, то на этапе 816 выполняется определение, выполняются ли критерии останова. Критерии могут содержать, по меньшей мере, какой-то один из предварительно заданного числа итераций, предварительно заданной пороговой погрешности, разности между результатами итерации и/или другие критерии.

Если критерии останова не выполняются, то этапы 806-816 повторяют с использованием промежуточных данных изображения с высоким разрешением, которые заменяют опорные реконструированные данные изображения с низким разрешением, подвергнутые повышению четкости, использованные в первый раз на этапе 806. В общем, итерационную процедуру продолжают, когда на каждом этапе данные изображения с высоким разрешением становятся ближе к предварительно заданному решению.

Если критерии останова выполняются, то на этапе 818 выводят данные изображения с высоким разрешением.

Вышеописанные этапы могут быть реализованы с помощью компьютерно-считываемых команд, которые при исполнении компьютерным(и) процессором(ами) задают процессору(ам) выполнять вышеописанные этапы. При этом команды хранятся на компьютерно-считываемом носителе информации, например в памяти, связанной с соответствующим компьютером и/или иначе доступной для упомянутого компьютера.

Следует отметить, что термины «высокий», «более высокий», «низкий» и «ниже» служат в настоящем заявке для определения относительных уровней, и что термин «высокое разрешение» означает заданную разрешающую способность в конкретном случае применения, и термин «низкое разрешение» означает результаты с разрешающей способностью ниже заданной при данном применении.

Описание изложено выше со ссылкой на предпочтительные варианты осуществления. После прочтения и изучения вышеприведенного подробного описания специалистами могут быть созданы модификации и изменения. Предполагается, что настоящее изобретение подлежит истолкованию, как содержащее все упомянутые модификации и изменения в той степени, насколько они не выходят за пределы объема притязаний прилагаемой формулы изобретения или ее эквивалентов.

1. Способ формирования данных изображения с высоким разрешением, содержащий этапы, на которых:
управляют, с помощью контроллера источника, источником излучения для модуляции потока испускаемого излучения между высоким потоком и низким потоком в течение разных периодов интегрирования при одном сканировании; и
формируют данные изображения с высоким разрешением на основании данных проекций высокого разрешения, полученных с недостаточным шагом дискретизации, полученных в течение высокого потока, и неполных данных проекций низкого разрешения, полученных в течение низкого потока, при этом данные проекций высокого разрешения, полученные с недостаточным шагом дискретизации, и неполные данные проекций низкого разрешения собирают в течение разных интервалов сбора данных одного сканирования.

2. Способ по п. 1, дополнительно содержащий этап, на котором:
пополняют неполные данные проекций низкого разрешения данными проекций высокого разрешения, полученными с недостаточным шагом дискретизации.

3. Способ по п. 2, дополнительно содержащий этапы, на которых:
реконструируют данные изображения с низким разрешением на основании полных данных проекций низкого разрешения; и
реконструируют данные изображения с высоким разрешением на основании опорных данных изображения с низким разрешением и данных проекций высокого разрешения, полученных с недостаточным шагом дискретизации.

4. Способ по п. 3, дополнительно содержащий этапы, на которых:
повышают четкость опорных данных изображения с низким разрешением; и
реконструируют полные данные изображения с высоким разрешением на основании опорных данных изображения с низким разрешением, подвергнутых повышению четкости, и данных проекций высокого разрешения, полученных с недостаточным шагом дискретизации.

5. Способ по п. 4, в котором этап повышения четкости включает в себя обратную свертку опорных данных изображения с низким разрешением.

6. Способ по любому из пп. 3-5, дополнительно содержащий этапы, на которых:
реконструируют промежуточные данные изображения с высоким разрешением на основании опорных данных изображения с низким разрешением и данных проекций высокого разрешения, полученных с недостаточным шагом дискретизации; и
фильтруют промежуточные данные изображения с высоким разрешением в процессе формирования данных изображения с высоким разрешением.

7. Способ по п. 6, в котором этап фильтрации промежуточных данных изображения с высоким разрешением включает в себя размытие промежуточных данных изображения с высоким разрешением.

8. Способ по п. 6, в котором промежуточные данные изображения с высоким разрешением фильтруют на основании МПФ (модуляционно-передаточных функций), соответствующих определенным режиму сканирования с высоким разрешением и режиму сканирования с низким разрешением.

9. Способ по п. 6, дополнительно содержащий этапы, на которых:
определяют разностные данные изображения на основании отфильтрованных промежуточных данных изображения с высоким разрешением и опорных данных изображения с низким разрешением; и
оптимизируют промежуточные данные изображения с высоким разрешением, пока разностные данные изображения не удовлетворят предварительно определенным критериям, при этом оптимизированные промежуточные данные изображения с высоким разрешением выводят как полные данные изображения с высоким разрешением.

10. Способ по любому из пп. 1-5, в котором данные проекций высокого разрешения, полученные с недостаточным шагом дискретизации, и неполные данные проекций низкого разрешения получают в течение процедуры визуализации, при которой сборы данных высокого разрешения и сборы неполных данных низкого разрешения перемежаются.

11. Способ по п. 10, в котором сбор данных высокого разрешения включает в себя испускание излучения, имеющего первый поток, и регистрацию излучения пикселем детектора, имеющим первую площадь, и сбор данных низкого разрешения включает в себя испускание излучения, имеющего второй поток, и регистрацию излучения, по меньшей мере, двумя пикселями детектора, объединенными, чтобы иметь вторую площадь, при этом первый поток больше, чем второй поток, и первая площадь меньше, чем вторая площадь.

12. Способ по любому из пп. 1-5, дополнительно содержащий этап, на котором:
используют алгоритм реконструкции при сканировании со сжатием, чтобы сформировать данные изображения с высоким разрешением.

13. Система для реконструкции данных изображения с высоким разрешением, содержащая:
источник (108) излучения, выполненный с возможностью попеременного модулирования испускаемого потока излучения между высоким и низким потоками в течение разных периодов интегрирования при сканировании;
детекторную матрицу (112), выполненную с возможностью попеременного переключения мультиплексирования пикселей детектора между высоким и низким разрешениями скоординировано с модуляцией потока; и
блок (124) реконструкции, выполненный с возможностью реконструкции данных изображения с высоким разрешением на основании данных проекций, соответствующих данным проекций высокого разрешения, полученным с недостаточным шагом дискретизации, и неполных данных проекций низкого разрешения.

14. Система по п. 13, в которой блок (124) реконструкции использует алгоритм реконструкции при сканировании со сжатием, чтобы реконструировать данные изображения с высоким разрешением.

15. Система по п. 14, в которой блок (124) реконструкции реконструирует данные изображения с низким разрешением на основании данных проекций низкого разрешения и данных проекций высокого разрешения, полученных с недостаточным шагом дискретизации, повышает четкость данных изображения с низким разрешением и формирует промежуточные данные изображения с высоким разрешением на основании, частично, данных изображения с низким разрешением, подвергнутых повышению четкости.



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к реконструкции стробированных CT-данных по сердечной деятельности. Техническим результатом является повышение точности формирования неподвижных изображений конкретных фаз сердечного цикла.

Изобретение относится к области визуализации изображений, в частности к способу и системе для выполнения реконструкции изучаемой области (ROI) с максимальным правдоподобием, даже если исходные данные проецирования усечены.

Изобретение относится к области обработки изображений, полученных методом цифрового томосинтеза. Техническим результатом является повышение качества изображений с одновременным уменьшением времени выполнения способа реконструкции изображений.

Изобретение относится к способам обработки изображений, отображаемых на электронных устройствах. Техническим результатом является обеспечение поддержания заданных цветовых свойств отображаемых изображений вне зависимости от значений их текстурных свойств.

Изобретение относится к устройству компьютерной томографии. Техническим результатом является повышение качества реконструированных изображений.

Изобретение относится к устройствам формирования изображений с функцией аутентификации личности. Техническим результатом является повышение точности аутентификации объекта за счет выбора новых данных о характерных признаках.

Изобретение относится к средствам реконструкции изображения. Техническим результатом является компенсация размытия изображения при его реконструкции.

Изобретение относится к области формирования медицинских изображений. Техническим результатом является обеспечение динамического сглаживания обнаруженных проекционных данных больших градиентов.

Изобретение относится к средствам формирования и отображения стереоскопического изображения. Техническим результатом является повышение реалистичности воспроизведения трехмерного изображения за счет автоматизированного формирования из двухмерного вида сцены других видов изображения сцены под различными углами рассмотрения.

Изобретение относится к устройству обработки значений проекции для обработки собранных значений проекции. Техническим результатом является улучшение качества реконструированного изображения.

Изобретение относится к средствам формирования комбинированного изображения. Техническим результатом является повышение качества сформированного изображения. В способе получают выборку видеоизображения, выбирают неподвижное изображение, чьи границы содержат часть границ видеоизображения, идентифицируют признаки изображения, общие для выборки видеоизображения и выбранного изображения, определяют параметры преобразования и выравнивания видеоизображения для интеграции с выбранным изображением, принимают видеоизображение, преобразуют и выравнивают принятое видеоизображение с использованием параметров преобразования, формируют объединенное изображение. 3 н. и 10 з.п. ф-лы, 6 ил.

Изобретение относится к формированию спектральных изображений и находит особое применение в спектральной компьютерной томографии (CT). Техническим результатом является увеличение спектрального разрешения без использования специализированных технических средств и повышения сложности системы формирования спектральных изображений. Детекторная матрица системы формирования изображения содержит чувствительный к излучению детектор, который обнаруживает излучение и генерирует соответствующий ему сигнал. Преобразователь "ток-частота" (I/F) преобразует сигнал в последовательность импульсов с соответствующей сигналу частотой в течение периода интегрирования. Электрическая схема генерирует первый момент и по меньшей мере один момент более высокого порядка, основываясь на последовательности импульсов, сгенерированной преобразователем "ток-частота" (I/F). 2 н. и 13 з.п. ф-лы, 8 ил.

Использование: для шумоподавления спектральных данных в области проекции. Сущность изобретения заключается в том, что выполняют прием проекционных данных. Проекционные данные генерируются посредством спектрального детектора и включают в себя два или более независимых измерения с разрешением по энергии, в которых, по меньшей мере, одно из упомянутых двух или более измерений имеет первую статистику фотонов. Способ дополнительно включает в себя генерирование подвергнутого шумоподавлению измерения в электронном формате, по меньшей мере, для одного из упомянутых двух или более измерений, имеющих первую статистику фотонов. Подвергнутое шумоподавлению измерение имеет вторую статистику фотонов, которая является более хорошей, чем первая статистика фотонов. Технический результат: обеспечение возможности шумоподавления спектральных данных в области проекции, позволяющего повысить качество формирования спектральных изображений. 2 н. и 13 з.п. ф-лы, 5 ил.

Группа изобретений относится к медицинской технике, а именно к средствам компьютерной томографии. Система формирования изображений содержит источник, который вращается вокруг области обследования и излучает радиацию, которая пересекает область обследования, радиационно-чувствительную детекторную матрицу, устройство оценки, которое определяет, уменьшен ли уровень шума в проекции, на основании числа обнаруженных фотонов для проекции, и аппарат уменьшения уровня шума в данных проекции на основании числа обнаруженных фотонов для проекции, при этом по меньшей мере одна проекция включает в себя число обнаруженных фотонов, которое соответствует заранее заданному пороговому значению числа фотонов, и уровень шума в которой не уменьшен, и по меньшей мере одна проекция включает в себя число обнаруженных фотонов, которое не соответствует заранее заданному пороговому значению числа фотонов, и уровень шума в которой уменьшен. Способ уменьшения уровня шума в проекции заключается в получении данных проекции, генерированных системой формирования изображений, определении оцененного числа обнаруженных фотонов для двумерной проекции данных проекции и генерировании сигнала, являющегося его показателем, и уменьшении уровня шума в проекции на основании упомянутого сигнала. Использование изобретений позволяет уменьшить уровень шума на основании изображения. 2 н. и 11 з.п. ф-лы, 3 ил.

Изобретение относится к области формирования эмиссионного изображения. Техническим результатом является повышение точности формирования эмиссионного изображения. Способ содержит этапы, на которых: генерируют карту ослабления из массива данных анатомического изображения, полученного от субъекта, реконструируют массив данных эмиссионного изображения, полученный от субъекта, для генерации эмиссионного изображения, причем этап реконструкции включает в себя корректировку на ослабление эмиссионного излучения в субъекте с использованием карты ослабления, вычисляют значение метрики гарантии качества, количественно выражающей выравнивание карты ослабления с эмиссионным изображением, сохраняют эмиссионное изображение и вычисленную метрику гарантии качества в хранилище изображений; после сохранения, извлекают экземпляр эмиссионного изображения и экземпляр вычисленной метрики гарантии качества из хранилища изображений; и отображают или печатают извлеченный экземпляр эмиссионного изображения совместно с извлеченным экземпляром вычисленной метрикой гарантии качества. 3 н. и 16 з.п. ф-лы, 5 ил.

Изобретение относится к области проецирования через изображение. Технический результат - обеспечение повышения качества смоделированных проекционных данных посредством уменьшения искажений. Устройство прямого проецирования для выполнения прямой проекции через изображение содержит: блок генерирования лучей для генерирования лучей, проходящих упомянутое изображение, причем упомянутые лучи являются фиктивными лучами, направленными вдоль прямых линий, исходящих от фиктивного источника излучения; блок интерполяции для определения интерполированных значений, расположенных на упомянутых сгенерированных лучах, причем блок интерполяции выполнен с возможностью применения ядра интерполяции к множеству элементов изображения упомянутого изображения для определения интерполированных значений; блок суммирования для суммирования интерполированных значений, расположенных на соответствующем луче, для определения значения проекции для соответствующего луча; при этом количество сгенерированных лучей и/или межлучевой интервал между упомянутыми сгенерированными лучами изменяется в зависимости от ширины луча относительно эффективного интервала между элементами изображения. 5 н. и 9 з.п. ф-лы, 9 ил.
Наверх