СПОСОБ ДЛЯ МОДЕЛИРОВАНИЯ СНИЖЕНИЯ ДОЗЫ ПРИ СБОРЕ ДАННЫХ РЕНТГЕНОВСКОЙ СИСТЕМОЙ, КОМПЬЮТЕРНАЯ СИСТЕМА И РЕНТГЕНОВСКАЯ СИСТЕМА Российский патент 2015 года по МПК A61B6/03 

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ

Настоящее изобретение относится, в общем, к технологии генерации рентгеновского излучения. В частности, настоящее изобретение относится к способу моделирования снижения дозы при сборе данных рентгеновской системой, к компьютерной системе, рентгеновской системе, компьютерно-считываемому носителю данных и программному элементу. В частности, настоящее изобретение относится к моделированию снижения дозы при сборе данных рентгеновской системой, которое зависит от чего-то одного из цвета шума, спектральной плотности мощности шума и распределения интенсивности.

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Как правило, полученную изобразительную информацию, полученную в рентгеновском излучении (в дальнейшем именуемую рентгенографической информацией), отображают для человека, например оператора, с использованием функции постобработки, подобной возможности регулировки контраста, яркости и четкости рентгенографической информации, для обеспечения индивидуально предпочтительной наглядности для описания рентгенографической информации. Вышеуказанное может относиться, например, к областям медицинской визуализации, областям визуализации для контроля безопасности или областям визуализации для контроля качества. Соответственно функция постобработки может только изменять только способ отображения рентгенографической информации, без фактического изменения параметров сбора данных, подобных, например, некоторому параметру настройки дозы, приводящего к дозе пациента. В частности, в областях медицинской визуализации необходимо выполнять требование ALARA (принципа настолько низко, насколько достижимо в пределах разумного), с сохранением при этом качества изображения и, следовательно, дозы пациента такими, чтобы рентгенографическую информацию можно было получать с достаточными подробностями для обеспечения возможности оценки рентгенографической информации соответственно применению по назначению.

Например, при применении для медицинской визуализации клинический пользователь может обладать набором полученных рентгеновских изображений, например, пациентов. Рентгеновские изображения могут быть получены непосредственно из устройства для рентгеновской визуализации, например КТ (компьютерной томографической) системы, или могут храниться в базе данных изображений на ранее полученном элементе памяти. Изображения могут храниться в виде исходных изображений, т.е. в том виде, в котором упомянутые изображения получены, без всякой дополнительной постобработки. При отображении собранных рентгеновских изображений на элементе отображения для оператора функция постобработки, доступная для изменения наглядности и восприятия полученной рентгенографической информации, подобно регулировке контраста, яркости и/или четкости, возможно, за счет усиления шума в картине, может быть ограниченной. Однако упомянутый вид функции постобработки не может изменять изобразительную информацию как таковую, например собственное отношение сигнала к шуму полученной изобразительной информации, но просто изменяет наглядность, что сохраняет неизменным собственное отношение сигнала к шуму (SNR). Известная функция постобработки не может позволить оператору априори оценить, например, насколько снизится качество изображения рентгеновского изображения в случае, если уменьшить параметр настройки дозы для получения рентгеновских изображений.

Соответственно, возможно, было бы полезно решить задачу определения, в частности моделирования, качества изображения рентгеновского изображения в зависимости от подводимой дозы рентгеновского излучения.

СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ

В соответствии с вышеизложенным может возникнуть потребность в создании средства для моделирования рентгеновского изображения, которое будет получено с использованием некоторой дозы, по полученной рентгенографической информации.

Поэтому предлагаются способ моделирования снижения дозы при получении рентгеновского изображения, компьютерная система для моделирования снижения дозы при получении рентгеновского изображения, рентгеновская система, компьютерно-считываемый носитель данных, а также программный элемент в соответствии с независимыми пунктами формулы изобретения.

В соответствии с примерным вариантом осуществления настоящего изобретения, способ моделирования снижения дозы при получении рентгеновского изображения содержит этап обеспечения первой рентгенографической информации, содержащей первый шум, при этом первая рентгенографическая информация собрана с первым параметром настройки дозы, этап обеспечения второго параметра настройки дозы, этап определения разности шумов для получения смоделированной второй рентгенографической информации, собранной со вторым параметром настройки дозы, и этап ввода разности шумов в первую рентгенографическую информацию для получения смоделированной второй рентгенографической информации, содержащей второй шум, причем разность шумов, по меньшей мере частично, зависит от по меньшей мере чего-то одного из окраски первого шума, спектральной плотности мощности шума первого шума, окраски разности шумов, спектральной плотности мощности разности шумов, распределения интенсивности первой рентгенографической информации и локального распределения интенсивности первой рентгенографической информации.

В соответствии с дополнительным примерным вариантом осуществления настоящего изобретения, предлагается компьютерная система для моделирования снижения дозы при получении рентгеновского изображения, содержащая процессорный элемент, при этом процессорный элемент выполнен с возможностью выполнения способа в соответствии с настоящим изобретением.

В соответствии с дополнительным примерным вариантом осуществления настоящего изобретения, предлагается рентгеновская система, содержащая устройство для генерации рентгеновского излучения, детектор рентгеновского излучения и компьютерную систему в соответствии с настоящим изобретением; при этом объект рентгеновского исследования может быть расположен между устройством для генерации рентгеновского излучения и детектором рентгеновского излучения, и причем устройство для генерации рентгеновского излучения и детектор рентгеновского излучения оперативно связаны таким образом, что возможно получение рентгенографической информации об объекте.

В соответствии с дополнительным примерным вариантом осуществления настоящего изобретения, предлагается компьютерно-считываемый носитель данных, содержащий программный код, при этом упомянутый программный код составлен с возможностью, при исполнении процессорным элементом, выполнения способа в соответствии с настоящим изобретением.

В соответствии с дополнительным примерным вариантом осуществления настоящего изобретения, предлагается программный элемент, содержащий программу, при этом упомянутая программа составлена с возможностью, при исполнении процессорным элементом, выполнения способа в соответствии с настоящим изобретением.

Как можно представить себе, один аспект настоящего изобретения обеспечивает средство для формирования рентгеновского изображения, имеющее параметр настройки дозы, по фактическому полученному рентгеновскому изображению, имеющему отличающийся, например более высокий, параметр настройки дозы. Например, снижение дозы рентгеновского излучения можно моделировать так, что оператор получает возможность определять качество изображения рентгеновского изображения объекта, подлежащего исследованию, например пациента, имеющего некоторую дозу облучения или рентгеновского излучения, без фактической потребности в получении рентгенографической информации рентгеновской системой, настроенной на требуемую дозу. Таким образом, рентгенографическую информацию можно собирать при высокой дозе рентгеновского излучения, с последующим смоделированным снижением дозы облучения или рентгеновского излучения, приводящим к отображению смоделированного рентгеновского изображения, содержащего дозу, сниженную вышеупомянутым образом, для определения и/или сравнения качества изображения в зависимости от параметра настройки дозы.

Принимая во внимание требование ALARA (принцип настолько низко, насколько достижимо в пределах разумного), можно определить минимальный параметр настройки дозы, который еще будет обеспечивать рентгенографическую информацию, обеспечивающую качество изображения, достаточное для, например, диагностической оценки. Таким образом, возможно, не потребуется получать сниженный параметр настройки дозы с использованием метода последовательного приближения, например, посредством получения рентгеновских изображений при сниженных параметрах настройки дозы, возможно, приводящих к рентгеновскому изображению, имеющему качество изображения, слишком низкое для некоторой диагностической цели. Кроме того, получение нескольких отдельных рентгеновских изображений, содержащих отдельные параметры настройки доз, может быть затруднительной и трудоемкой задачей, возможно, опасной для живой ткани. Таким образом, можно достигать компромисса между качеством изображения, определяемого отношением сигнала к шуму изобразительной информации, и облучением или дозой пациента.

Способ в соответствии с настоящим изобретением можно применять к рентгенографической информации, полученной из рентгеновской системы, например с использованием вновь исполняемой, текущей обычной процедуры получения изображений, или может использовать информацию о пациенте и рентгенографическую информацию, хранящуюся, например, в элементе памяти в базе данных. При использовании ранее полученной рентгенографической информации, например из элемента памяти, искомая минимальная доза облучения или рентгеновского излучения в отношении к искомому качеству изображения может зависеть от некоторой группы с учетом конкретной клинической задачи, например получения флюороскопического изображения в зависимости от облучения или получения изображения головного мозга в сравнении с изображением почек, или может определяться типом пациентов, например взрослых в сравнении с педиатрическими пациентами.

Таким образом, настоящее изобретение позволяет оператору моделировать снижение дозы. Оператор может интерактивно вводить новую дозу, которая может быть применимой к рентгеновскому изображению, например изображению, вновь получаемому или хранящемуся в памяти, или даже нескольким изображениям назначенного пациента, или нескольким изображениям разных пациентов, но для одного клинического применения, с формированием при этом смоделированного рентгеновского изображения, например в соответствии со скорректированным отношением сигнала к шуму для дозы, подлежащей моделированию. На графическом пользовательском интерфейсе оператор может воспользоваться бегунком снижения дозы пациента, а рентгеновское изображение, соответствующее данному установленному параметру настройки дозы, отображается на, например, мониторе. Следовательно, оператор может определять качество изображения в то время, пока интерактивно и в реальном времени изменяет параметр настройки дозы для рентгенографической информации.

Отношение сигнала к шуму можно снижать добавлением шума в рентгенографическую информацию. В предпочтительном варианте можно учитывать не только величину добавляемого шума, но также цвет шума для шума, подлежащего добавлению. Соответствующий вычисленный параметр настройки дозы, еще обеспечивающий достаточное качество изображения для применения по назначению, можно сохранить в памяти и можно использовать, например, для будущего применения при получении изображений.

Следовательно, снижение отношения сигнала к шуму в рентгеновском изображении может учитывать некоторый цвет шума и/или распределение интенсивности, в частности локальное распределение интенсивности рентгеновского изображения, например, относительно поверхности рентгеновского детектора.

Под цветом шума можно понимать, в частности, шум с частотно зависимой площадью, ограниченной контуром шума (так называемым слепком). Например, квантовый шум может содержать низкочастотную структуру, например розовый шум, который ослабевает на -3 дБ при каждом удвоении частоты, или коричневый шум, который ослабевает на -6 дБ при каждом удвоении частоты. Электронный шум может иметь форму белого шума, возможно, не зависящего от частоты. Для плоских рентгеновских детекторов цвет шума может также зависеть от метода детектирования, например сцинтиллятора, имеющего низкочастотную форму шума, или прямого детектирования, имеющего частотно-независимую или белую форму шума. Рентгеновский детектор может даже содержать шум с цветом, различающимся по горизонтали и вертикали. Таким образом, возможно применение цвета шума, зависящего от рентгеновского детектора.

Однако точная форма окрашенного шума может также зависеть от дозы. Соответственно при моделировании отличающейся дозы можно использовать разность шумов, возможно, частотно-зависимую разность шумов, кроме простого снижения отношения сигнала к шуму. Однако отношение сигнала к шуму является одним из примеров разности шумов.

Уровень шума или дисперсия, т.е. уровень спектральной плотности мощности шума, также может зависеть от некоторого параметра настройки дозы или детектируемой дозы в нГр и высоты сигнала или амплитуды сигнала, например, имеющего распределение интенсивности или локальную интенсивность относительно соответственно поверхности рентгеновского детектора и отдельных пикселей элементов рентгеновского детектора.

Можно полагать, что в реальных клинических изображениях все уровни серого полученного рентгеновского изображения фактически соответствуют отличающейся детектируемой дозе, подводимой к соответствующему пиксельному элементу детектора рентгеновских изображений. Поэтому можно полагать, что дисперсия шума изменяется строго определенным способом по изображению. Таким образом, поскольку каждый уровень серого соответствует определенной детектируемой дозе, то соответствующий цвет шума или спектральная плотность мощности шума, связанный/ная с детектируемой дозой, могут отличаться. Таким образом, учет распределения интенсивности или локальной интенсивности рентгеновского изображения можно понимать как использование дозозависимого цвета шума или дозозависимой спектральной плотности мощности шума, в частности локально дозозависимого относительно отдельного пикселя элемента рентгеновского детектора.

Например, можно считать, что клиническое рентгеновское изображение, которое установлено так, чтобы соответствовать 100 нГр, фактически содержит средний сигнал в некотором поле измерения, который соответствует среднему уровню шума, который может быть предварительно измерен с однородным фантомом. Фактически можно считать, что более темная часть изображения, которая характеризуется сигналом, который, например, в десять раз ниже, чем средний сигнал, получила локально только 10 нГр.

Поэтому в зависимости от местоположения может присутствовать локально изменяющаяся дисперсия шума, связанная с соответствующим локальным уровнем детектируемой дозы. В частности, можно считать, что каждый пиксель рентгеновского детектора содержит собственный отличающийся уровень серого, который, в таком случае, может соответствовать его собственной детектируемой дозе и соответствующему шуму, в частности цвету шума.

При использовании преобразования, стабилизирующего дисперсию, можно получить изображение, в котором дисперсия шума становится независимой от сигнала. Для рентгеновских изображений, ограниченных квантовыми шумами, преобразование, стабилизирующее дисперсию, можно аппроксимировать применением преобразования квадратного корня к уровню серого. Данную задачу можно решить с помощью, например, таблицы преобразования.

Затем может потребоваться добавление искусственного шума с подходящей частотной зависимостью, называемой также «цветом». Когда требуется добавить только квантовый шум, цвет шумового спектра может зависеть от разных факторов, например, технологии детектора, например косвенного детектирования сцинтиллятором или прямого преобразования, конструкции детектора, например толщины сцинтиллятора и конструкции считывания, технологического процесса изготовления детектора в части, касающейся изотропного шумового спектра, и других факторов, зависящих от, например, коэффициента пересчета и/или сортировки по заданным интервалам. В случае когда могут приобретать значение дополнительные источники шума, например электронный шум и/или структурный шум, данные источники шума также, возможно, потребуется моделировать, и, в конечном счете, возможно, потребуется моделировать и добавить амплитуду комбинированного шума с комбинированным цветом. Обратное преобразование относительно вышеописанной дисперсии шума может давать, в результате, изображение с добавленным шумом, который может не только содержать предпочтительный цвет шума, но также может соответствовать требуемой зависимости между дисперсией шума и высотой сигнала, благодаря ранее выполненному преобразованию перед добавлением окрашенного шума. После этого может продолжаться стандартная постобработка в рентгеновской системе.

Иначе говоря, рентгенографическую информацию сначала преобразуют для получения рентгенографической информации, содержащей дозонезависимую дисперсию шума. Затем добавляют окрашенный шум, имеющий подходящий цвет шума. Затем выполняют обратное преобразование рентгенографической информации с добавленным шумом.

Можно также понять, что распределение интенсивности или локальная интенсивность рентгенографической информации содержат распределение дозы или локальную дозу относительно пикселей детекторного элемента.

В дальнейшем приведено описание дополнительных вариантов осуществления настоящего изобретения, относящихся, в частности, к способу моделирования снижения дозы при получении рентгеновского изображения, компьютерной системе для моделирования снижения дозы при получении рентгеновского изображения, рентгеновской системе, компьютерно-считываемому носителю данных и программному элементу. Однако следует понимать, что предлагаемые пояснения относятся ко всем различным объектам, описанным в настоящей заявке. Соответственно предполагается возможность произвольных изменений и замен одного или нескольких признаков между заявленными объектами в пределах объема и существа настоящей патентной заявки.

В соответствии с дополнительным примерным вариантом осуществления настоящего изобретения, разность шумов может быть локальной разностью шумов, зависящей, в частности, от локального распределения интенсивности первой рентгенографической информации.

Локальная разность шумов может допускать обеспечение дозозависимого цвета шума или отношения сигнала к шуму, в частности локального характера. Соответствующая доза может быть дозой рентгеновского излучения, падающего на отдельные пиксели рентгеновского детекторного элемента.

В соответствии с дополнительным примерным вариантом осуществления настоящего изобретения, первая рентгенографическая информация может содержать первое отношение сигнала к шуму. Способ может дополнительно содержать, в частности, вместо этапов, связанных с разностью шумов, этап определения второго отношения сигнала к шуму по второму параметру настройки дозы и этап определения разности шумов для получения смоделированной второй рентгенографической информации, содержащей второе отношение сигнала к шуму. Второе отношение сигнала к шуму может, по меньшей мере частично, зависеть от по меньшей мере чего-то одного из окраски первого шума, спектральной плотности мощности шума первого шума, окраски разности шумов, спектральной плотности мощности разности шумов, распределения интенсивности рентгенографической информации и локальной интенсивности первой рентгенографической информации.

Отношение сигнала к шуму можно интерпретировать как пример разности шумов.

В соответствии с дополнительным примерным вариантом осуществления настоящего изобретения, способ может дополнительно содержать этап отображения, по меньшей мере, смоделированной второй рентгенографической информации, при этом второй параметр настройки дозы допускает изменение, и причем смоделированная вторая рентгенографическая информация отображается, по существу, одновременно с изменением второго параметра настройки дозы.

Соответственно оператор может иметь возможность интерактивного определения минимального параметра настройки дозы при обеспечении искомого качества изображения благодаря контролю в реальном времени смоделированной второй рентгенографической информации.

В соответствии с дополнительным примерным вариантом осуществления настоящего изобретения, первый шум может быть слабее, чем второй шум, и/или первое отношение сигнала к шуму может быть больше, чем второе отношение сигнала к шуму. Шумом, подлежащим добавлению, может быть разность шумов. Соответственно шум можно добавлять дополнительно к шуму, уже присутствующему в первой рентгенографической информации, чтобы повысить общий шум и, тем самым, снизить второе отношение сигнала к шуму.

В соответствии с дополнительным примерным вариантом осуществления настоящего изобретения, компьютерная система может содержать элемент памяти, элемент ввода и элемент отображения. Элемент памяти может быть предназначен для обеспечения рентгенографической информации, элемент ввода может быть предназначен для получения второго параметра настройки дозы и, в частности, данных, введенных оператором, и элемент отображения может быть предназначен для отображения по меньшей мере какой-то одной из первой рентгенографической информации и смоделированной второй рентгенографической информации.

Компьютерная система может быть выполнена с возможностью обеспечения интерактивной оценки минимальной дозы, например по данным пациента, хранящимся в базе данных на элементе памяти. Оператор может использовать элемент ввода, например управление бегунком, кнопкой, переключателем, с клавиатуры или сенсорного экрана, для ввода искомого второго параметра настройки дозы, при этом элемент отображения затем отображает по меньшей мере смоделированную вторую рентгенографическую информацию для обеспечения визуальной обратной связи по качеству изображения рентгеновского изображения, использующего второй параметр настройки дозы.

В соответствии с дополнительным примерным вариантом осуществления настоящего изобретения, первая рентгенографическая информация может обеспечиваться рентгеновской системой.

В данном случае рентгенографическая информация может быть собрана заново рентгеновской системой с объекта, подлежащего исследованию, например пациента, для определения второго параметра настройки дозы для, например, последующей процедуры сбора изображения.

В соответствии с дополнительным примерным вариантом осуществления настоящего изобретения, компьютерная система может быть предназначена для отображения смоделированной второй рентгенографической информации, по существу, в реальном времени, при изменении второго параметра настройки дозы.

В соответствии с дополнительным примерным вариантом осуществления настоящего изобретения, компьютерная система может быть предназначена для обеспечения постобработки изображения перед отображением рентгенографической информации, при этом постобработка изображения, в частности, зависит, по меньшей мере частично, от рентгенографической информации, подлежащей отображению.

Без постобработки, зависящей от рентгенографической информации, по меньшей мере, по отношению к смоделированной второй рентгенографической информации, например, нельзя максимально повысить контраст из-за, например, различия или сдвига динамического диапазона первой рентгенографической информации и смоделированной второй рентгенографической информации. Соответственно постобработка изображения может, в частности, зависеть от фактической рентгенографической информации, подлежащей отображению.

В соответствии с дополнительным примерным вариантом осуществления настоящего изобретения, компьютерная система может допускать связь с рентгеновской системой и может быть выполнена с возможностью управления рентгеновской системой.

Соответственно возможно, оператору было бы полезно управлять не только отображением рентгеновского изображения, но также управлять процедурой сбора данных из рентгеновской системы. Предполагается даже возможность применения удаленной системы хранения данных для обеспечения ранее полученной рентгенографической информации о нескольких пациентах из базы данных пациентов.

Упомянутые и другие аспекты настоящего изобретения будут очевидны из нижеприведенного описания вариантов осуществления.

Описание примерных вариантов осуществления настоящего изобретения приведено ниже со ссылкой на прилагаемые чертежи.

Иллюстрации на чертежах являются схематичными. На разных чертежах сходные или идентичные элементы снабжены сходными или одинаковыми числовыми позициями.

Чертежи выполнены не в масштабе, однако могут качественно отражать пропорции.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Фиг.1 - примерный вариант осуществления рентгеновской системы, содержащей компьютерную систему в соответствии с настоящим изобретением.

Фиг.2 - примерный вариант осуществления дозозависимой спектральной плотности мощности шума.

Фиг.3 - примерный вариант осуществления способа моделирования снижения дозы при сборе данных рентгеновской системой в соответствии с настоящим изобретением.

ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ВАРИАНТОВ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ

На фиг.1 представлен примерный вариант осуществления рентгеновской системы, содержащей компьютерную систему в соответствии с настоящим изобретением.

На фиг.1 показаны рентгеновская система 2, содержащая устройство 4 для генерации рентгеновского излучения и рентгеновский детектор 6. Рентгеновский детектор 6 изображен, в качестве примера, в виде линейной решетки, однако предусмотрена также возможность применения двумерного криволинейного или плоского детектора изображений. Устройство 4 для генерации рентгеновского излучения испускает рентгеновское излучение 14 в направлении рентгеновского детектора 6.

На опоре 10 расположен объект 8, возможно, допускающий установку в пути рентгеновского излучения 14 между устройством 4 для генерации рентгеновского излучения и рентгеновским детектором 6. Как устройство 4 для генерации рентгеновского излучения и рентгеновский детектор 6 установлены на поворотном гентри 7 для поворота вокруг объекта 8. К рентгеновской системе 2 подсоединена компьютерная система 12 для управления параметрами сбора данных рентгеновской системы 2, а также оценки и/или хранения рентгенографической информации, собранной рентгеновской системой 2.

Компьютерная система 12 содержит процессорный элемент 16, с которым соединен элемент 18 памяти. Элемент 18 памяти может быть предназначен для представления программной информации в процессорный элемент 16, а также для хранения изобразительной информации, полученной из рентгеновской системы 2 и/или, возможно, дистанционно расположенных дополнительных логических систем получения изображений, например, по всему медицинскому учреждению. Элемент 20 ввода, показанный на фиг.1, для примера в виде бегунка, расположен на компьютерной системе 2 для представления параметра настройки дозы, например для последующей процедуры получения изображений, в компьютерную систему 12, или для управления или ввода дополнительных параметров, например параметра настройки дозы для моделирования снижения дозы при сборе данных. Элемент 22 отображения расположен на компьютерной системе 12 для отображения рентгенографической информации и/или дополнительной информации, имеющей отношение к сбору данных.

Например, рентгеновское изображение объекта 8 может быть получено рентгеновской системой 2 и в дальнейшем быть представлено на элементе 22 отображения компьютерной системы 12. Полученное изображение может содержать заданную дозу. Элемент 20 ввода можно использовать для ввода нового искомого параметра настройки дозы в процессорный элемент 16 и компьютерную систему 12 соответственно, при этом упомянутый ввод используется компьютерной системой 12 для определения смоделированной рентгенографической информации, содержащей искомый параметр настройки дозы, введенный элементом 20 ввода, с последующим отображением смоделированной рентгенографической информации на элементе 22 отображения, например для сравнения оператором качества изображения смоделированной рентгенографической информации с полученной рентгенографической информацией.

На фиг.2 представлен примерный вариант осуществления дозозависимой спектральной плотности мощности шума.

На фиг.2 показаны четыре примерных отдельных уровня облучения или дозы. Как можно видеть на фиг.2, соответствующий цвет шума, т.е. частотную зависимость спектральной плотности мощности шума, нельзя считать, по существу, равным для всех четырех доз, что требовало бы только параллельного сдвига кривых. Вместо этого изменяют также кривизну отдельной частотной зависимости спектральной плотности мощности шума. Таким образом, на фиг.2 показано, что спектральная плотность мощности шума по цвету шума для дозы 1000 нГр является иной, чем по цвету шума при дозе, например, 5 нГр. Можно считать, что электронный шум, по существу, не зависит от частоты и, следовательно, содержит шум белого цвета. Следовательно, можно считать, что между детектируемой дозой и квантовым шумом существует сильная связь.

На фиг.3 представлен примерный вариант осуществления способа моделирования снижения дозы при сборе данных рентгеновской системой в соответствии с настоящим изобретением.

На фиг.3 представлен способ 30 моделирования снижения дозы при сборе данных, содержащий этап 32 обеспечения первой рентгенографической информации, содержащей первый шум, при этом первая рентгенографическая информация получена с первым параметром настройки дозы. На данном этапе оператор может дополнительно выбрать, например, ранее полученную рентгенографическую информацию о пациентах или может получать рентгеновское изображение непосредственно из рентгеновской системы 2. Оператор может планировать определение минимальной дозы, подходящей для требуемого качества изображения, для конкретной клинической задачи. Различия клинических задач могут содержать, например, различие между флюороскопией и радиографией, между взрослыми и педиатрическими пациентами, между сканированием головного мозга и почек.

Оператор может обеспечить на этапе 34 представление второго параметра настройки дозы в компьютерную систему. Например, пользователь может изменять, в частности снижать, параметр настройки дозы, чтобы получить предпочтительный второй параметр настройки дозы, возможно, с использованием кнопки управления пользовательского интерфейса или элемента 20 ввода.

Кроме того, на этапе 36 определяют разность шумов для получения смоделированной второй рентгенографической информации, получаемой со вторым параметром настройки дозы. Смоделированную вторую рентгенографическую информацию не получают, а фактически вычисляют для отражения рентгенографической информации в том виде, в котором упомянутая информация была бы получена с использованием второго параметра настройки дозы. Разность шумов может быть, в частности, отношением сигнала к шуму, локальной дозозависимой разностью шумов, содержащей локальный дозозависимый цвет шума. Иначе говоря, компьютерная система 12 может вычислять снижение отношения сигнала к шуму, связанное со снижением дозы пациента, введенной оператором.

Таким образом, оператор может изменять, в частности снижать, запрошенную дозу пациента, например второй параметр настройки дозы, в то время как система, по существу, представляет в реальном времени рентгенографическую информацию с использованием второго параметра настройки дозы, т.е. показывает, какой вид имела бы изобразительная информация в случае, если бы упомянутую информацию получали с использованием второго параметра настройки дозы.

Соответственно система преобразует сниженный второй параметр настройки дозы, то есть сниженную дозу, в снижение отношения сигнала к шуму. Например, если оператор пожелает уменьшить вдвое дозу пациента, то квадрат отношения сигнала к шуму, SNR², также может стать меньше в два раза, например вследствие уменьшения детектируемой дозы, то есть дозы рентгеновского излучения, падающего на отдельные пиксели детекторного элемента, в 2 раза или, другими словами, вследствие удвоения квантового шума. Дополнительную возможность снижения дозы можно получить посредством применения дополнительной предварительной фильтрации медным (Cu) фильтром в составе рентгеновской системы 2. Под предварительной фильтрацией медным (Cu) фильтром можно понимать использование медной (Cu) пластины в качестве фильтра на пути рентгеновского излучения 14 перед тем, как рентгеновское излучение 14 подходит к объекту 8, подлежащему исследованию. Соответствующая медная (Cu) пластина фильтра может вдвое снижать дозу пациента, тогда как квадрат отношения сигнала к шуму, SNR², может снижаться меньше чем в 2 раза. При использовании данной схемы для получения требуемого снижения дозы может требоваться добавление более слабого квантового шума в сравнении с первой схемой. Относительный контраст может определяться качеством пучка, а относительный шум может определяться применяемыми параметрами настройки детектируемой дозы. Под качеством пучка можно понимать параметр, который показывает эффективную энергию (кэВ) рентгеновского пучка. Эффективная энергия может зависеть от применяемого напряжения трубки и применяемых материалов фильтров, например вводимых медных фильтров. В системе можно использовать отдельные схемы, например для снижения мощности, или использовать медные фильтры для поддержки как можно более высокого квадрата отношения сигнала к шуму, при обеспечении при этом искомой второй дозы второго параметра настройки дозы.

Затем компьютерная система 12 может определить, на этапе 36a, разность шумов для получения смоделированной второй рентгенографической информации, получаемой со вторым параметром настройки дозы, и может применить, на этапе 38, разность шумов относительно первой рентгенографической информации для получения смоделированной второй рентгенографической информации, содержащей второй шум. В частности, разность шумов снова может иметь локальный дозозависимый цвет шума, в частности, снова для каждого пикселя детекторного элемента.

При добавлении шума следует учитывать несколько параметров. Можно считать, что величина квантового шума и электрических шумов из рентгеновского изображения зависит от рентгеновского детектора. Значение мощности квантового шума может характеризоваться только обратной зависимостью от подводимой детектируемой дозы. Соответствующий параметр может быть записан в память вместе с каждым изображением. Величина квантового шума может зависеть от качества пучка. Все параметры, связанные с соответствующим пучком, могут сохраняться в памяти вместе с каждым изображением в рентгеновской системе, например системе для сердечно-сосудистых исследований, так что величина шума может быть известна с высокой точностью. Каждое теоретическое вычисление или калибровку, выполняемое/ую вместе с конкретными измерениями системы, можно использовать для дополнения априорного знания, относящегося к квантовому шуму, зависящему от качества.

Электронный шум можно считать стабильным. Можно считать, что при систематически используемых параметрах настройки детектируемой дозы электронным шумом можно пренебречь.

Величина квантового шума также зависит от сигнала, в частности от интенсивности сигнала. Для каждой отдельной интенсивности и вследствие этого локальной детектируемой дозы может требоваться отдельная амплитуда шума, например, путем использования преобразования, стабилизирующего дисперсию. Можно считать, что амплитуда квантового шума приближенно зависит от корня квадратного из амплитуды сигнала.

Ниже предлагается пример для рентгеновской системы для сердечно-сосудистых исследований, обеспечивающей рентгеновские изображения сердечно-сосудистой системы.

На первом этапе может потребоваться отмена выполнения преобразования интенсивности, которое, возможно, было выполнено в отношении изображения, сохраненного, например, в базе данных в исходном формате файла. Например, исходные изображения, возможно, были обработаны с использованием логарифмического преобразования или преобразования сжатия белого шума, выполнение которого, возможно, потребуется отменить. Можно полагать, что сжатие белого шума обеспечивает снижение контраста в подсвеченных или светлых, следовательно, белых зонах изображения. Кроме того, возможно применение преобразования, стабилизирующего дисперсию. Одним из примеров данного преобразования может быть извлечение корня квадратного, так как амплитуда шума в рентгеновских изображениях может быть пропорциональной корню квадратному из сигнала. Теперь можно считать, что дисперсия шума стала независимой от интенсивностей сигнала, вследствие чего в изображение можно добавлять шум с известной амплитудой и с подходящим цветом, например, зависящим от используемого рентгеновского детектора. После этого можно применять обратные операции с интенсивностью, например преобразование, обратное преобразованию, стабилизирующему дисперсию, и логарифмическому преобразованию или преобразованию сжатия белого шума.

Цвет, то есть частотная зависимость добавляемого шума, должен быть адаптирован соответственно известному шуму рентгеновского детектора, например плоского детектора, для которого можно считать известным цвет шума, зависящего от квантового шума. Для окрашивания шума перед добавлением можно воспользоваться низкочастотным фильтром. Проблему электронного шума можно решать аналогично, с учетом его частотной зависимости или цвета.

Впоследствии может выполняться этап 40 отображения, по меньшей мере, смоделированной второй рентгенографической информации. При этом компьютерная система 12 может обеспечивать постобработку и потом может отобразить смоделированную рентгенографическую информацию для оператора.

Постобработка может также использовать постобработку, аналогичную той, которая применялась при отображении первой рентгенографической информации. При этом можно считать, что снижение дозы является, по существу, только добавлением шума. Можно считать, например, что данный подход приводит к усилению шума при использовании контраста первой рентгенографической информации. Ручная настройка, например, контраста для обеспечения сбалансированного рентгеновского изображения может выполняться оператором, например, использующим второй элемент ввода. Однако ручной ввод, например контраста, или ручную регулировку контраста можно также реализовать в компьютерной системе 12 таким образом, что постобработка автоматически адаптируется соответственно смоделированной второй рентгенографической информации. Таким образом, от оператора может требоваться представление не двух параметров, а только одного параметра в компьютерную систему при моделировании снижения дозы.

Этапы обеспечения искомого второго параметра настройки дозы до отображения смоделированной рентгенографической информации, соответствующей установленному параметру настройки дозы, могут итеративно повторяться оператором до тех пор, пока не будет получено смоделированное рентгеновское изображение, имеющее подходящее качество изображения. Затем система может сохранять новые параметры настройки протокола сбора данных и/или новые параметры настройки постобработки, зависящие от установленного параметра настройки дозы, и может применять по меньшей мере что-то одно из параметров настройки протокола сбора данных, параметров настройки постобработки и второго параметра настройки дозы для последующего получения изображений. Соответствующие способ и компьютерная система могут быть реализованы в любой из рентгеновской системы, КТ-системы, рентгеновской системы для сердечно-сосудистых исследований или даже при использовании рентгеновской системы для задач визуализации с целью контроля безопасности и задач визуализации для контроля качества.

Следует отметить, что термин «содержащий» не исключает других элементов или этапов и что признак единственного числа не исключает множественного числа. Кроме того, элементы, описанные в связи с различными вариантами осуществления, можно объединять. Следует также отметить, что числовые позиции в формуле изобретения не подлежат истолкованию в смысле ограничения объема притязаний формулы изобретения.

ССЫЛОЧНЫЕ ОБОЗНАЧЕНИЯ

2 Рентгеновская система

4 Устройство для генерации рентгеновского излучения

6 Рентгеновский детектор

7 Гентри

8 Объект

10 Опора

12 Компьютерная система

14 Рентгеновское излучение

16 Процессорный элемент

18 Элемент памяти

20 Элемент ввода

22 Элемент отображения

30 Способ моделирования снижения дозы при получении рентгеновского изображения

32 ЭТАП: Обеспечение первой рентгенографической информации

34 ЭТАП: Обеспечение второго параметра настройки дозы

36a, b, c ЭТАП: Определение разности шумов/отношения сигнала к шуму

38 ЭТАП: Применение разности шумов

40 ЭТАП: Отображение рентгенографической информации

42 ЭТАП: Сохранение параметра настройки дозы

Настоящее изобретение относится к технологии генерации рентгеновского излучения, а именно к способу и системе для моделирования снижения дозы при получении рентгеновского изображения. Способ моделирования снижения дозы при сборе данных рентгеновской системой содержит этап обеспечения первой рентгенографической информации, содержащей первый шум, при этом первая рентгенографическая информация собрана с первым параметром настройки дозы, этап обеспечения второго параметра настройки дозы, этап определения разности шумов для получения смоделированной второй рентгенографической информации, собранной со вторым параметром настройки дозы, и этап ввода разности шумов в первую рентгенографическую информацию для получения смоделированной второй рентгенографической информации, содержащей второй шум. Разность шумов является локальной разностью шумов, зависящей от локального распределения интенсивности первой рентгенографической информации. Использование изобретения обеспечивает оптимизацию отношения сигнал/шум без ухудшения качества изображения. 4 н. и 9 з.п. ф-лы, 3 ил.

1. Способ (30) моделирования снижения дозы при получении рентгеновского изображения, при этом упомянутый способ содержит следующие этапы:
обеспечивают (32) первую рентгенографическую информацию, содержащую первый шум, при этом первая рентгенографическая информация собрана с первым параметром настройки дозы;
обеспечивают (34) второй параметр настройки дозы;
определяют (36а) разность шумов для получения смоделированной второй рентгенографической информации, собранной со вторым параметром настройки дозы; и
вводят (38) разность шумов в первую рентгенографическую информацию для получения смоделированной второй рентгенографической информации, содержащей второй шум;
причем разность шумов является локальной разностью шумов, зависящей от локального распределения интенсивности первой рентгенографической информации.

2. Способ по п. 1, в котором разность шумов, по меньшей мере частично, зависит от по меньшей мере одного из
окраски первого шума;
спектральной плотности мощности шума первого шума;
окраски разности шумов и
спектральной плотности мощности разности шумов.

3. Способ по любому из пп. 1 и 2, в котором первая рентгенографическая информация содержит первое отношение сигнала к шуму; при этом упомянутый способ дополнительно содержит следующие этапы:
определяют (36b) второе отношение сигнала к шуму по второму параметру настройки дозы;
определяют (36c) разность шумов для получения смоделированной второй рентгенографической информации, содержащей второе отношение сигнала к шуму;
причем второе отношение сигнала к шуму, по меньшей мере частично, зависит от по меньшей мере одного из окраски первого шума, спектральной плотности мощности шума первого шума, окраски разности шумов, спектральной плотности мощности разности шумов, распределения интенсивности первой рентгенографической информации и распределения локальной интенсивности первой рентгенографической информации.

4. Способ по п. 1, дополнительно содержащий этап отображения (40), по меньшей мере, смоделированной второй рентгенографической информации;
при этом второй параметр настройки дозы является изменяемым; и
причем отображаемая смоделированная вторая рентгенографическая информация отображается, по существу, одновременно с изменением второго параметра настройки дозы.

5. Способ по п. 3, в котором первый шум < второго шума и/или первое отношение сигнала к шуму > второго отношения сигнала к шуму; и
при этом разность шумов является шумом, подлежащим добавлению.

6. Компьютерная система (12) для моделирования снижения дозы при получении рентгеновского изображения, содержащая:
процессорный элемент (16);
при этом процессорный элемент (16) выполнен с возможностью выполнения способа по любому из предшествующих пунктов.

7. Компьютерная система по п. 6, содержащая:
элемент (18) памяти;
элемент (20) ввода и
элемент (22) отображения;
при этом элемент (18) памяти предназначен для обеспечения рентгенографической информации;
причем элемент (20) ввода предназначен для получения второго параметра настройки дозы;
причем элемент (22) отображения предназначен для отображения по меньшей мере одной из первой рентгенографической информации и смоделированной второй рентгенографической информации.

8. Компьютерная система по п. 7, в которой компьютерная система (12) предназначена для отображения смоделированной второй рентгенографической информации, по существу, в реальном времени при изменении второго параметра настройки дозы.

9. Компьютерная система по одному из пп. 6-8, в которой компьютерная система (12) предназначена для обеспечения постобработки изображения перед отображением рентгенографической информации;
при этом постобработка изображения зависит, по меньшей мере частично, от рентгенографической информации, подлежащей отображению.

10. Компьютерная система по одному из пп. 6-8, в которой компьютерная система (12) может допускать связь с рентгеновской системой; и
при этом компьютерная система (12) выполнена с возможностью управления рентгеновской системой.

11. Компьютерная система по одному из пп. 6-8, в которой второй параметр настройки дозы является интерактивно изменяемым для определения предпочтительного параметра настройки дозы; и
при этом компьютерная система (12) предназначена для сохранения и/или использования вычисленного предпочтительного параметра настройки дозы для последующего сбора рентгенографической информации.

12. Рентгеновская система (2), содержащая:
устройство (4) для генерации рентгеновского излучения;
рентгеновский детектор (6) и
компьютерную систему (12) по любому из пп. 6-11;
при этом объект (8) можно располагать между устройством (4) для генерации рентгеновского излучения и рентгеновским детектором (6); и
причем устройство (4) для генерации рентгеновского излучения и рентгеновский детектор (6) оперативно связаны таким образом, что возможно получение рентгенографической информации об объекте (8).

13. Компьютерно-считываемый носитель данных, содержащий программный код, при этом упомянутый программный код составлен с возможностью, при исполнении процессорным элементом, выполнения способа по любому из пп. 1-5.