DE3826288C2 - - Google Patents
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- DE3826288C2 DE3826288C2 DE3826288A DE3826288A DE3826288C2 DE 3826288 C2 DE3826288 C2 DE 3826288C2 DE 3826288 A DE3826288 A DE 3826288A DE 3826288 A DE3826288 A DE 3826288A DE 3826288 C2 DE3826288 C2 DE 3826288C2
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- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
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Description
Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zum Erzeugen von
Röntgenbildern eines Untersuchungsobjektes.
Aus der Zeitschrift "Radiology", Vol. 161, Nr. 2 (November 1986),
S. 513-518 ist eine derartige Vorrichtung bekannt. Sie dient
dazu, Streustrahlen und Schleierbildung zu verhindern und den
Kontrast und die räumliche Auflösung bei den dargestellten
rekonstruierten Bildern zu verbessern.
Streustrahlung von Fremdgegenständen kann die Bildqualität
von Röntgenbildern wesentlich herabsetzen. Es hat sich
gezeigt, daß das Auffächern eines Röntgenstrahls, wenn der
Strahl nur durch eine einzige Blende oder Schlitz geleitet
wird, ein wirksames Verfahren zur Entfernung von Streustrahlung
darstellt, wodurch die Kontrastempfindlichkeit des
erhaltenen Bildes erhöht wird. Dieses Verfahren erfordert
jedoch lange Belichtungszeiten, so daß der Röntgenstrahl nur
sehr schlecht ausgenützt wird. Diese Nachteile lassen sich
durch ein röntgenographisches Verfahren ausgleichen, bei dem
eine Vielschlitzanordnung verwendet wird. Obgleich Studien
mit Vielschlitzstrahlen zunächst mit bekannten Filmsystemen
durchgeführt wurden, werden diese Verfahren nun auf digitale
Abbildungssysteme angewendet. Dazu wird in der Regel eine
Kombination von Bildverstärker und Fernsehkamera als Detektor
verwendet. Die erhaltenen Daten werden digitalisiert. Es
kommt dabei jedoch zu Schleierbildung aufgrund der Phosphorkathode,
dem optischen System oder der TV-Kamera. Letzteres
verschlechtert die Bildqualität. Außerdem wird der Kontrast
herabgesetzt und quantitative Messungen wie zum Beispiel der
Jodgehalt sind video-densitometrisch undurchführbar.
Es ist Aufgabe der Erfindung, eine Vorrichtung zum
Erzeugen von Röntgenbildern mit geringem Schleier und verbessertem
Kontrast zu schaffen.
Zur Lösung dieser Aufgabe dienen die im Patentanspruch 1 genannten Merkmale.
Die Erfindung wird im folgenden anhand von Figuren näher
erläutert; es zeigt
Fig. 1 ein Blockschaltbild von einem Röntgenabbildungssystem
mit einem mehrfachen Schlitz mit Bildverstärker
und Videokamera;
Fig. 2 eine Impulsdarstellung des erfindungsgemäßen Verfahrens
für die Rekonstruktion eines Bildes basierend
auf der Strahlungshauptkomponente, die
auf die Erkennungsvorrichtung fällt, wobei für
jedes Pixel die als über dem Schwellenwert für
Streuung und Schleier liegend erkannten Signale
zur Bildung der Hauptkomponente summiert werden;
Fig. 3 ein Schemablockschaltbild eines Bildrekonstruktionsverfahrens;
Fig. 4 ein Anteil der Streustrahlung und
des Schleiers in Abhängigkeit vom Durchmesser einer Bleischeibe, und zwar auf bekannte Weise mit
einem breiten Röntgenstrahl und auf erfindungsgemäße
Weise mit einem Schlitzstrahl;
Fig. 5 ein Impulsdiagramm, welches Artefaktzeilen aufgrund
von Abtastbewegungsfehlern angibt;
Fig. 6 ein Impulsdiagramm über einen erkannten Artefakt
in einem digitalen Bildsignal, bei dem Zeilenartefakte
erst nachdem ein Analogsignal durch die
Abfrageöffnung getreten und in ein digitales
Signal umgewandelt wurde, beobachtet werden;
Fig. 7 ein Moiremuster aufgrund von Untersuchung des
Bildsignals, wobei das Moiremuster durch Interferenz
von zwei unterschiedlichen Raumfrequenzen
gebildet ist, die in der Mehrschlitzanalyse und
der Datenabfrage eingeschlossen sind;
Fig. 8 ein Impulsdiagramm, welches zeigt, daß durch die Überlappungsabtastung
mit der Mehrschlitzanordnung
MSA die Größe der Zeilenartefakte aufgrund der
MSA-Schlitzbreite, der vorderen Abstandsbreite
oder dem Abtastbewegungsfehler reduziert werden
kann, wobei der Zeilenartefakt auf 1/2 durch
Überlappungsabtastung reduziert ist;
Fig. 9 ein Impulsdiagramm über das Verfahren zur Verbesserung
der räumlichen Auflösung eines rekonstruierten
Bildes;
Fig. 10 ein schematisches Blockdiagramm des Bildrekonstruktionssystems
für das in Fig. 9 dargestellte
Verfahren; und
Fig. 11a-d schematische Darstellungen des Status der Bildrekonstruktion
an ausgewählten Stellen in Fig. 10.
In den Figuren sind gleiche Teile mit gleichen Bezugszeichen
versehen, wobei Fig. 1 ein Blockdiagramm eines Röntgensystems
mit einer Mehrschlitzanordnung (MSA) 10 zeigt, die
zwischen einer Röntgenröhre 12 und einem Körper 14 angeordnet
ist. Ein Bildverstärker 16 wirft ein Bild auf eine
Videokamera 18, die zusammen einen Detektor 20 bilden. Ein
Antistreugitter mit 40 Linien/cm und einem Papierabstand von
12 : 1 wurde verwendet, ohne daß dies dargestellt wäre. Die
Linien des Gitters wurden senkrecht zu den Schlitzöffnungen
der MSA 10 und dem Antistreugitter angeordnet. Ein digitales
Subtraktionsangiographiesystem 22 wurde an einen nicht dargestellten
Generator angeschlossen, um eine Echtzeit und die
digitale Bildaufnahme zu erhalten. Das Bild wurde mit einem
10 Bit Analog/Digital-Wandler nach logarithmischer Verstärkung
digitalisiert. Die Matrixgröße des digitalisierten
Bildes betrug 512 × 512. Die MSA 10 wurde mechanisch mit
einem Schrittschaltmotor 26 abgetastet, der von einem Mikrocomputer
24 gesteuert und mit einer pulsierenden Röntgenstrahlung
synchronisiert war, um die MSA 10 in die nächste
Position zwischen den Durchleuchtungen zu führen. Die von
den MSA-Bildern erhaltenen digitalen Daten wurden mittels
Magnetband von dem digitalen Subtraktionsangiographiesystem 22
in einen DEC VAX Computer 28 übertragen, der an ein nicht
dargestelltes Bildprozessorsystem angeschlossen war. Die zur
Bildrekonstruktion erforderlichen Rechenvorgänge wurden von
dem VAX-System 28 durchgeführt.
Die Konfiguration der MSA 10 ist ähnlich wie die für das
Antistreugitter und besteht aus Blei-Abstandsstücken und
Aluminiumfolien, die Schlitzöffnungen entsprechen. Diese
mechanische Struktur macht es möglich, die MSAs genau zu
bauen, und zwar selbst dann, wenn die Schlitzbreite und das
Blei-Abstandsstück sehr schmal sind. Die Schlitzöffnungen
werden auf den Brennpunkt der Röntgenröhre fokussiert. Die
Dicke der MSA ist etwa 2 mm.
Originalbilder, die so bezeichnet werden, weil von ihnen
andere Bilder gemacht werden können, weisen helle Linien
auf, die den Schlitzöffnungen entsprechen und die Primärkomponente
enthalten, und zwar zusammen mit etwas Streustrahlung
und Schleier, während dunkle Bereiche zwischen den
hellen Linien ebenfalls Streustrahlung und Schleierkomponenten
aufweisen, die von den Röntgenstrahlen stammen, die
durch die Schlitzöffnungen gelassen wurden. Ein verstärktes
Bild, das hauptsächlich aus der Primärkomponente besteht,
wird von einer Gruppe ähnlicher MSA-Bilder rekonstruiert,
wobei die Summierung ein Bild liefern kann, das dem
äquivalent ist, das mit einem bekannten breiten Strahl
erhalten werden kann.
Das erfindungsgemäße Bildkonstruktionsverfahren ist schematisch
in Fig. 2 dargestellt, bei dem fünf Bilder als
erforderlich angenommen sind. Fig. 3 zeigt schematisch die
Verarbeitung bei der Bildrekonstruktion nach der Erfindung.
In Fig. 2 sind Bildprofile und Abfrageöffnungen senkrecht
zu den Schlitzöffnungen dargestellt.
In den Fig. 2 und 3 wird eine Bildeingabeeinrichtung
(Block 100), beispielsweise wie in Fig. 1 gezeigt, verwendet,
die n Bilder der originalen MSA-Bilddaten erzeugt
und in einem Bildspeicher (Block 104) speichert. In Fig. 2
erkennt das schraffierte Pixel den schraffierten Anteil des
originalen MSA-Bildsignals in jedem Bild. Für jedes Pixel
des BV-TV-Systems 20 wird eine minimal erkannte Signalintensität
Imin für die n Bilder der Bilddaten im Block 106
bestimmt. Danach wird ein Schwellenwert Icutoff bestimmt
(Block 108). Der Icutoff-Wert für jedes Pixel wird in einem
Ebenenspeicher (Block 110) gespeichert. Danach werden die
Schwellenwerte, die in dem Ebenenspeicher (Block 110) gespeichert
sind, synchron ausgelesen und an die Schwellenwerteinrichtung
(Block 112) gelegt, während die n Bilder der
Bilddaten, die im Speicher (Block 104) gespeichert sind, an
die Schwellenwerteinrichtung (Block 112) gelegt werden. Nach
dem Erkennen, welche Pixel der n Bilder der Bilddaten größer
als die jeweiligen Schwellenwerte sind, und zwar mit Hilfe
der Schwellenwerteinrichtung, werden die über dem Schwellenwert
liegenden Signale summiert, um die Hauptkomponente
(Block 113) zu ergeben, wobei die Streuung und Schleier entfernt
sind. Der Schwellenwert Icutoff wird empirisch als minimale
Signalintensität plus vorgegebene Menge, d. h. 0,25 mal der
Quadratwurzel der minimalen Signalintensität ermittelt,
welche dem kleinsten Wert unter den fünf Bildern entspricht.
Somit ist in Block 108
worin k
eine vorgegebene Konstante von kleiner als 1 ist. Wenn die
gewählte Schwelle zu klein ist, dann enthält das endgültige
rekonstruierte Bild etwas Streustrahlung und Schleier. Wenn
andererseits der Schwellenwert zu hoch ist, dann werden die
Hauptkomponenten verloren und dies kann zu dunklen Linienartefakten
kommen. Die Berechnung zur Bildrekonstruktion
wird in Form von relativer Röntgenintensität durchgeführt,
die aus dem Pixelwert durch Verwendung der charakteristischen
Kurve für das BV-TV-System 20 umgewandelt wird.
Die rekonstruierten Bilddaten werden auf die maximale
Signalintensität normiert und dann wieder zurückumgewandelt,
um das Bild anzuzeigen und zu speichern, und zwar in
Pixelwerte durch Verwendung der Charakteristikkurve, worauf
sie ausgegeben werden (Block 115). Bei tatsächlich durchgeführten
Versuchen war es klar, daß der Kontrast und die
Schärfe des rekonstruierten MSA-Bildes denen für bekannte
BV-TV-Bilder überlegen war. Der Vorteil des rekonstruierten
Bildes liegt auf der Reduktion von Streuung und Schleier,
wie dies weiter unten näher erläutert wird.
Um den einzigartigen Vorteil der MSA-Abbildungstechnik im
Hinblick auf Unterdrückung von Streuung und Schleierkomponenten
zu erläutern, wurde der Anteil der Streuungen und
Schleier nach dem Bleischeibenverfahren gemessen, das von
K. Doi et al. in Radiology, Vol. 161, Nr. 2, S. 513-518 (1986) beschrieben wurde.
Ein Plexiglasphantom von 15 mm Dicke wurde verwendet. Die
3 mm dicken Bleischeiben, deren Durchmesser, 2,25, 2,5, 3, 5,
8, 10 und 15 mm betrugen, wurden auf die Röntgenröhrenseite
des Phantoms aufgebracht. Der Anteil der Streustrahlung und
des Schleiers wurde durch das Verhältnis der Röntgenintensität
hinter der Bleischeibe und außerhalb der Scheibe
ermittelt. Die Anteile wurden durch bekannte breite Strahlbilder
und für rekonstruierte MSA-Bilder gemessen, die mit
und ohne Gitter erhalten wurden.
Fig. 4 zeigt die Beziehung zwischen den gemessenen Bruchteilen
und dem Durchmesser der Bleischeibe. Es ist klar, daß
Streuung und Schleier wesentlich reduziert sind, wenn man
die erfindungsgemäße MSA-Abbildungstechnik verwendet. Die
Reduktion dieser Anteile in Bildern ohne Gitter ist wesentlich
größer als in denen mit Gitter. In originalen MSA-Bildern
ist jedoch Streuung und Schleier wesentlich größer ohne
Gitter als mit Gitter und daher ist die Menge an Streuung
und Schleier, die in Bereichen hinter den Bleiabstandstücken
liegt, im allgemeinen als zu groß eingeschätzt, wenn das
Gitter nicht verwendet wird. Daher werden der Anteil an
Streuung und Schleier, die in dem rekonstruierten Bild
verbleiben, kleiner als wenn ein Gitter vorhanden wäre.
Fig. 5 zeigt einen Zeilenartefakt aufgrund eines Fehlers
bei der Abtastbewegung. Es wird angenommen, daß die Position
der MSA in Bild 3 aufgrund dieses Fehlers inkorrekt ist.
Dies führt zu einer Verschiebung des zugehörigen Schlitzbildes,
so daß eine Seite des Bildes bei dieser Aufnahme von
dem Schlitzbild der vorhergehenden Aufnahme beabstandet ist
und daß eine andere Seite des Schlitzbildes jenes in der
nächsten Aufnahme teilweise überlappt. Daher erscheint ein
Paar von hellen und dunklen Zeilenartefakten in dem rekonstruierten
Bild.
Die Abtastbewegungs-Zeilenartefakte, die gerade beschrieben
wurden, sowie andere Artefakte werden in dem BV-TV-System 20
erst nach der Umwandlung des Analogsignals in ein Digitalsignal
durch eine Abfrageöffnung (oder Pixelgröße) gemäß
Fig. 6 beobachtet. Wenn ein kleiner, dunkler Zeilenartefakt
über einem gleichmäßigen Signal erscheint, dann ist das über
diesem Artefakt erkannte Signal proportional zu dem gesamten
analogen Signal, das über die Abfrageöffnung gemittelt
wurde. Daher wird die fraktionelle Variation in dem digitalen
Bild (ΔI/I) aufgrund dieses Artefaktes durch das
Verhältnis der Artefaktgröße (E) zur Öffnungsgröße (S)
angegeben, d. h. ΔI/I = E/S. Somit ist die Größe des erkannten
Artefakts in digitalen Bildern nicht nur der tatsächlichen
Größe des Artefaktes, sondern auch der Größe der Abfrageöffnung
zugeordnet.
Tabelle 1 zeigt die berechnete fraktionelle Variation im
digitalen Bild aufgrund der verschiedenen Größen der Zeilenartefakte
für verschiedene Pixelgrößen, die mit drei Bildverstärker-
Eingabemodi erhalten wurde. Es ist klar, daß sich
der erkannte Artefakt vergrößert, wenn die Pixelgröße
abnimmt und daher erfordert die Verwendung einer kleinen
Pixelgröße eine hohe mechanische Genauigkeit für die MSA-
Einrichtung und auch für die Abtastbewegung. Da die Schlitzbilder
üblicherweise durch die Unschärfe des Abbildungssystems
verschwommen sind, nimmt man an, daß die fraktionelle
Schwankung aufgrund der Artefakte kleiner als die in
Tabelle 1 aufgelisteten Variationen oder Schwankungen ist.
Daher können die in Tabelle 1 angegebenen berechneten Werte
als obere Grenzen für diese Artefakte angegeben werden.
Wenn der Abfrageabstand (oder die Pixelgröße) für die
Digitalisierung von MSA-Originalbilder groß ist, dann können
die Signale zu wenig oft abgefragt werden, was zu einem
Moire-Muster führen kann, das in den aufgenommenen Signalen
gemäß Fig. 7 erscheint. Der obere Teil zeigt das eindimensionale
Profil eines originalen MSA-Bildes. Wenn das MSA-
Bild zu wenig genau abgefragt wird, dann erscheint das
Moire-Muster in dem aufgenommenen Signal als Interferenz
zwischen zwei unterschiedlichen räumlichen Frequenzen, die
in der MSA und der Datenabfrage auftreten. Das Moire-Muster
verbleibt in dem rekonstruierten Bild. Da die Frequenz des
Moire-Musters durch die Differenz zwischen den zwei räumlichen
Frequenzen bestimmt werden kann, hat das Moire-Muster
eine niederfrequente Struktur, die leicht erkennbar und
häufig irritierend ist.
Versuche mit der MSA und mit Schlitzen von 0,2 mm Breite und
0,8 mm Bleiabstandsstücken sowie 25 cm Bildverstärkermodus
haben gezeigt, daß rekonstruierte Bilder zwei leicht unterschiedliche
Moirestrukturen hatten, wenn die Anfangsposition
der MSA um eine halbe Schlitzbreite verschoben war, und zwar
resultierte das rekonstruierte Bild aus einem gegenphasigen
Moire-Muster. Wenn also das endgültig rekonstruierte Bild
aus der Summe dieser zwei Bilder hergestellt wurde, d. h.
wenn die MSA-Originalbilder aus einer "überlappten" Abtastung
durch Verschieben der MSA um einen Distanzschritt
von einer halben Schlitzbreite erhalten werden, dann kann
das Moire-Muster ausgeschaltet werden.
Die Überlappungsabtastung der MSA kann auch die Größe der
Zeilenartefakte reduzieren, die von der MSA selbst oder
durch einen Abtastbewegungsfehler gemäß Fig. 8 hervorgerufen
sind. Bei der Überlappungsabtastung überlappen sich die
Strahlbreiten für benachbarte Bilder um etwa 50%, wie dies
in Fig. 8 dargestellt ist. Der Zeilenartefakt, der auf
diesen Abtastbewegungsfehler zurückzuführen ist, wird durch
die Überlappungsabtastung um die Hälfte reduziert. Wenn eine
MSA mit einer schrittweisen Erhöhung von einem Viertel der
Schlitzbreite abgetastet wird, dann kann die Größe des
Zeilenartefaktes weiter auf ein Viertel reduziert werden.
Man nimmt an, daß im Falle der Erhöhung der Zahl der
Überlappungen in den aufgenommenen MSA-Bildern die Größe
dieser Artefakte abnimmt. Tabelle 2 faßt die Artefakte
zusammen, die der MSA-Abbildungstechnik zugeordnet sind. Die
Artefakte können auf Ungenauigkeit der Schlitzbreite, der
Bleiabstandsstück-Breite und der Abtastbewegung der MSA
sowie auf ungenügende Abfrage zurückzuführen sein. Bei einem
tatsächlichen Abbildungssystem ist es wahrscheinlich, daß
die Artefakte auf eine Kombination all dieser Faktoren
zurückzuführen sind.
Es hat sich gezeigt, daß Einflüsse durch Streuung und
Schleier mit dem erfindungsgemäßen Bildrekonstruktionsverfahren
wesentlich reduziert werden können. Es werden aber
nicht nur Kontrast und Schärfe der Bilder verbessert,
sondern auch das Signal/Rausch-Verhältnis und der dynamische
Bereich des rekonstruierten Bildes werden verbessert. Ein
Nachteil der MSA-Abbildungstechnik besteht in der langen
Belichtungszeit, die zur Erstellung einer Anzahl von Aufnahmen
erforderlich ist, gegenüber den bekannten Röntgenverfahren
mit breitem Strahl. Die gesamte Bestrahlungszeit bei der
pulsierenden Bestrahlung liegt in der Größenordnung von
wenigen Sekunden, da eine mechanische Abtastung der MSA
erfolgt. Die gesamte Bestrahlungszeit kann jedoch auf einen
Wert verringert werden, der für zahlreiche praktische
Situationen bei klinischen Studien vertretbar ist. Hierzu
kann beispielsweise die Röntgenröhre abgetastet werden, so
daß eine mechanische Abtastung der MSA überflüssig ist. Die
schnelle Folge der pulsierenden oder kontinuierlichen Bestrahlungen
von der Röntgenröhre liefert eine Anzahl von
Aufnahmen, die für die Bildrekonstruktion verwendbar sind.
Andererseits kann auch die MSA kontinuierlich mit konstanter,
hoher Geschwindigkeit bewegt werden, während die
Bestrahlung kontinuierlich erfolgt, was ebenfalls eine
Anzahl von Aufnahmen mit hoher Aufnahmerate liefert, die bis
in die Größenordnung der Bildwechselrate bei TV-Geräten
liegt. In einer Ausführungsform werden 60 Bilder/Sekunde
geliefert, so daß 10 Aufnahmen je 0,167 Sekunden erhältlich
sind, was für klinische Fälle ausreichend sein dürfte.
Die verwendeten MSAs erforderten eine verhältnismäßig große
Zahl von Bildaufnahmen, nämlich mindestens 5, 10 oder sogar
20. Eine derart große Anzahl von Aufnahmen reduziert
normalerweise das Streuen und den Schleier, aufgrund der
verhältnismäßig breiten Bleiabstandsstücke in der MSA; es
ist jedoch eine lange Bestrahlungszeit erforderlich. Für
kurze Bestrahlungen können MSAs mit einer kleinen Anzahl von
Aufnahmen, nämlich 2, 3 oder 4 verwendet werden. Ein
zusätzlicher Vorteil von solchen MSAs ist die verbesserte
Röntgenstrahlausnutzung und daher die geringere Anforderung
an die Röntgenröhren-Ausgangsleistung.
Eine wesentliche Überlegung bei der MSA-Abbildungstechnik
betrifft die richtige Auswahl der Schlitzbreite, der Bleiabstandsstückbreite
und/oder der Mindestanzahl von Aufnahmen,
die für die Rekonstruktion erforderlich sind. Es ist jedoch
schwierig, eine "optimale" Kombination zu finden, da die
Abbildungseigenschaften und einige der praktischen Faktoren
in Veränderungen zahlreicher Parameter auf sehr komplizierte
Weise zugeordnet sind. Beispielsweise kann die große Zahl
der Aufnahmen, die für eine Rekonstruktion erforderlich ist,
den Bruchteil der Streuungen und des Schleiers in originalen
MSA-Bildern reduzieren, während eine kleine Anzahl von
Bildaufnahmen die gesamte Bestrahlungszeit vermindern und
den Wirkungsgrad der Röntgenstrahlungsausnutzung verbessern.
Ein breiter Schlitz neigt dazu, den Anteil der Streuung und
des Schleiers in den originalen MSA-Bildern herabzusetzen,
während ein schmaler Schlitz den Streuungsanteil und den
Schlitzanteil in dem rekonstruierten Bild zu vermindern
neigt. Ein breiter Abstandsblock aus Blei reduziert den
Anteil der Streuung und Verschleierung auf den originalen
MSA-Bildern, während ein schmaler Abstandsblock aus Blei
eine gute Abschätzung für eine kleinwinkelige, lokalisierte
Streuungs- und Schleierverteilung ergibt, was zu einem
verstärkten Bild führt.
Faßt man das obige zusammen, so umfaßt ein erstes Verfahren
zur Bildrekonstruktion das Entfernen von Streuung und
Schleier aus den ursprünglich aufgenommenen originalen
MSA-Bildern. Die Mindeströntgenstrahlungsintensität (oder
der Signalpegel) für jedes Pixel wird aus einer Gruppe von
originalen MSA-Bildern bestimmt. Dann wird der Schwellenwert,
der Streuung und Schleier entfernen soll, empirisch
als Mindestintensität plus ein konstantes Mal der Quadratwurzel
der Mindestintensität empirisch bestimmt (wobei mit
k = 1/4 hervorragende Resultate erhalten wurden). Durch
Subtraktion der Schwellenwerte bei jedem Pixel aus den
originalen MSA-Bildern kann eine Gruppe von Schlitzbildern
mit der gleichen Matrixgröße wie in dem BV-TV-System
erhalten werden, die hauptsächlich Hauptkomponenten enthalten.
Diese Rechnungen werden in bezug auf relative Röntgenstrahlungsintensität
vorgenommen, die aus Pixelwerten umgewandelt
ist, welche die Charakteristikkurve des BV-TV-Digitalsystems
verwendet (vgl. Fujita H, Doi K, Giger ML, Chan
H-P in Med. Phys 13 ab Seite 13, 1986).
Ein zweites Verfahren, das in Verbindung mit der obigen
Technik verwendet werden kann, betrifft insbesondere die
Verbesserung der räumlichen Auflösung durch Verwendung einer
MSA mit einer schmalen Schlitzbreite. Wenn die Schlitzbreite
der MSA schmaler als die Pixelgröße des BV-TV-Digitalsystems
ist, dann erkennt ein Pixel mindestens zwei Signale aus
unterschiedlichen MSA Plazierungen in unterschiedlichen
Bildaufnahmen. Die aufgenommenen Signale der Schlitzbilder
werden einer großen Matrix zugeordnet. Die räumliche Auflösung
senkrecht zu den Schlitzöffnungen kann somit zusammen
mit dem erhöhten Kontrast und N-R verbessert werden, während
ebenfalls Streuung und Schleier entfernt werden.
Bei dem ersten Verfahren wurden die Berechnungen für die
Bildrekonstruktion für jedes Pixel in dem BV-TV-System
durchgeführt. Daher wurden die rekonstruierten Bilder in der
gleichen Matrixgröße wie für das BV-TV-System erhalten. Die
Matrixgröße für derartige BV-TV-Digitalsysteme, die für die
digitale Substraktionsangiographie (DSA) verwendet werden,
ist 512 × 512, es ist jedoch auch eine große Matrix von
1024 × 1024 erhältlich. Diese Matrixgrößen sind jedoch nicht
groß genug, um eine so hohe Auflösung wie bei bekannten
Röntgenfilmen zu erhalten. Um in diese Größenordnung zu
kommen, werden gemäß Erfindung die Hauptkomponenten, die den
Schlitzöffnungen in jeder Bildaufnahme entsprechen, bestimmten
Stellen in der großen Matrix gemäß Fig. 9 zugeordnet.
Gemäß Fig. 9 kann ein projiziertes Schlitzbild von einem
tatsächlichen BV-TV-System über zwei oder mehrere Pixel verteilt
werden. Um die Hauptkomponente für einen bestimmten
Schlitz in jeder Bildaufnahme zu ermitteln, wird das
entsprechende Schlitzbildprofil senkrecht zu den Schlitzöffnungen
identifiziert und die über benachbarte Pixel
aufgrund einer Schlitzöffnung verteilte relative Röntgenstrahlintensitäten
werden als Hauptkomponente aufsummiert.
Somit erhält man Hauptkomponenten entsprechend den Schlitzöffnungen
für jede Aufnahme und ordnet sie dann den
richtigen Pixeln in der vergrößerten Matrix senkrecht zu den
Schlitzöffnungen zu. In der anderen orthogonalen Richtung
parallel zu den Schlitzöffnungen bleibt die Matrix gleich
groß wie für den Detektor. Um das Bildverhältnis jedoch
auszugleichen, wird die Matrix in Richtung parallel zu den
Schlitzöffnungen aufgeweitet und die entsprechenden Pixelwerte
in der aufgeweiteten Matrix werden durch lineare
Interpolation bestimmt.
Fig. 10 zeigt ein System zur Durchführung der Bildrekonstruktionstechnik
mit erhöhter Auflösung von Fig. 9.
In Fig. 10 werden aus einer Bildeingabeeinrichtung (Block
100) n Aufnahmen der originalen MSA-Bilddaten erhalten
(Block 102). Die n Aufnahmen der originalen MSA-Bilddaten
werden in einem Bildspeicher (Block 104) gespeichert.
Hierauf wird die Mindestpixelintensität (Imin) für jedes
Pixel für die n Aufnahmen der gespeicherten Bilddaten
(Block 106) und ein Schwellenwert zur Entfernung von Streuung
und Schleier (Block 108) bestimmt. Die festgelegten
Schwellenwerte für jedes Pixel werden dann in einem Ebenenspeicher
(Block 110) gespeichert. Danach werden die in dem
Bildspeicher gespeicherten Bilddaten aus dem Bildspeicher
ausgelesen und einem Schwellenwertvergleich mit jeweiligen
Schwellenwerten unterworfen, die in dem Ebenenspeicher
(Block 110) gespeichert sind. Die n Aufnahmen des Bildspeichers
enthalten keine Streuung und keinen Schleier mehr,
da diese durch die Schwellenwertlegung im Block 112 entfernt
wurden, so daß sie in einem Hauptbildspeicher (Block 114)
gespeichert werden können.
In den Blöcken 116-122 gemäß Fig. 10 erfolgt eine Pixelzuordnung
senkrecht zu der Schlitzbreite in der expandierten
Matrix. Ehe diese Blöcke beschrieben werden, wird jedoch
auf die Fig. 11a und 11b Bezug genommen. Fig. 11a zeigt
drei Aufnahmen von Bilddaten, die im Block 102 erhalten
wurden, während Fig. 11b das Hauptbild für diese drei
Rahmen auf einer beliebigen Linie m senkrecht zu dem
Abtastschlitz zeigt, der in Fig. 11a für jede Aufnahme
dargestellt ist. Mit anderen Worten verdeutlicht Fig. 11b
schematisch die Schlitzbildprofile entlang der Linien m von
jeder der Aufnahmen 1-3 in Fig. 11a, wobei Einwirkungen von
Streuung und Schleier ausgeschaltet sind.
Aufgrund der Signalverbreiterung in der Bildaufnahme (Block
102), und zwar obgleich die Strahlbreite für jeden MSA-
Schlitz schmaler als eine Pixelgröße ist, verbreitert sich
das Bildprofil, das entlang irgendeiner Linie m (Block 114)
erhalten wurde, über mehrere Pixel. Beim Aufbau einer
aufgeweiteten Bildmatrix wird das Schlitzbildprofil von
jedem Schlitz der MSA zunächst bestimmt und dann benachbarten
Pixeln in der aufgeweiteten Bildmatrix senkrecht zu dem
Abtaststrahl in Übereinstimmung mit der Abtastbewegung der
MSA zugeordnet.
Die obige Matrixausdehnung wird im folgenden anhand der
Blöcke (116)-(122) gemäß Fig. 10 beschrieben. Im Block
116 wird eine Bildaufnahme ausgewählt, beispielsweise die
erste Aufnahme. Dann wird für jede Linie, beispielsweise die
Linie m in Fig. 11a, das Schlitzprofil für jeden Strahl
dieser Aufnahme im Block 118 identifiziert. Im Block 118
wird die ausgewählte Aufnahme, deren Pixel entlang der Linie
eine maximale Signalintensität haben, ermittelt. Dann wird
im Block 120 das Schlitzbildprofil definiert, indem der
Pixelwert desjenigen Pixels, das im Schritt oder Block 118
identifiziert wurde, den Pixelwerten von benachbarten Pixeln
an jeder Seite davon hinzugefügt wird. Im Block 122 wird das
Ergebnis der Summierung in einer großen, rechteckigen Matrix
gemäß Fig. 11c gespeichert.
Für das rekonstruierte Bild in der expandierten Matrix
entlang der Linie m in Fig. 11c wird das erste Pixel in dem
expandierten Bild dem Pixelwert zugeordnet, der aus dem
Schlitzbildprofil Im 1¹ erhalten wird. Das zweite Pixel in der
expandierten Matrix entlang der Linie m wird der Summierung
für das Schlitzbildprofil der zweiten Aufnahme Im 1² zugeordnet,
und zwar wieder entlang der Linie m, die von dem ersten
Abtaststrahl erhalten wird. In ähnlicher Weise wird dem
dritten Pixel der aufgeweiteten Matrix ein Wert basierend
auf dem Schlitzbildprofil Im 1³ zugeordnet, das aus dem ersten
Strahl in der dritten Aufnahme stammt. Die Gesamtgeometrie
wird so gewählt, daß das Schlitzbildprofil des ersten
Strahls der ersten Aufnahme dem Pixel in der vergrößerten
Bildmatrix unmittelbar benachbart dem Pixel zugeordnet wird,
dem der Wert des Schlitzbildprofils des zweiten Strahls in
der ersten Aufnahme der Bilddaten zugeordnet ist, usw. Auf
diese Weise wird jede Zeile der expandierten Bildmatrix,
d. h. die in Richtung senkrecht zum Schlitz der Abtaststrahlen
aufgeweitet ist, bestimmt.
Nachdem man die in einer Richtung aufgeweitete Bildmatrix
gemäß Fig. 11c erhalten hat, wird die expandierte Matrix in
Richtung parallel zum Schlitz des Abtaststrahls durch
Interpolation der Pixelwerte aufgeweitet, die senkrecht zum
Schlitz des Abtaststrahls zugeordnet sind. Dabei wird eine
lineare Interpolation bevorzugt, obgleich auch andere Interpolationstechniken
denkbar sind. Auf diese Weise wird das
Erscheinungsverhältnis des rekonstruierten Bildes im Block
124 gemäß Fig. 10 ausgeglichen. Anschließend wird im Block
oder Schritt 126 von Fig. 10 das hoch aufgelöste, rekonstruierte
Bild ausgegeben.
Anstelle der Interpolation zum Ausgleich des Erscheinungsverhältnisses
des rekonstruierten Bildes sind auch andere
Verfahren zur Erhöhung der Auflösung denkbar. Beispielsweise
kann nach Abschluß der in dem Schritt 124 durchgeführten
Verarbeitungsschritte die Position der MSA 10 um 90° gedreht
werden. Dann werden die bereits beschriebenen Abtast- und
Bildverarbeitungsschritte wiederholt, indem die um 90° gedrehte
MSA abgetastet wird, um ein zweites rekonstruiertes
Bild zu erhalten, dessen Auflösung senkrecht zu der des
ersten rekonstruierten Bildes verbessert ist. Dann können
die Pixelwerte der ersten und zweiten Bilder einfach addiert
werden, um ein rekonstruiertes Bild zu erhalten, aus dem
Streuung und Schleier entfernt sind und die Auflösung in
zwei Richtungen verbessert ist.
Ein anderes Verfahren zur Verbesserung einer zweidimensionalen
Auflösung besteht darin, zwei MSAs 10 senkrecht
zueinander zwischen der Röntgenröhre 12 und dem Körper 14
anzuordnen. In diesem Fall würde eine der MSAs 10 schneller
als die andere abgetastet werden, um einen Rastereffekt zu
erhalten.
Es wurden Versuche mit dem in Fig. 1 dargestellten Aufbau
vorgenommen, wobei die MSA 10 einen Schlitz von 0,2 mm
Breite mit 1,8 mm Bleizwischenstücken hatte. Die MSA 10
wurde zwischen die Röntgenröhre 12 und den Körper 14
gesetzt. Der Abstand zwischen dem Brennpunkt der Röntgenröhre
und der MSA 10 betrug 63 cm und der Abstand
zwischen dem Brennpunkt der Röntgenröhre und dem Eingangsfenster
des Bildverstärkers betrug 87 cm. Ein Antistreugitter
(das nicht dargestellt ist) mit 40 Linien/cm und einem
12 : 1 Verhältnis wurde verwendet. Das BV-TV-System hatte 1024
Zeilen. Die Aufnahmematrix hatte eine Größe von 512 × 512
Punkten. Eine kontinuierliche Bestrahlung wurde vorgenommen,
wobei das DSA-System 22 zwei benachbarte Rasterlinien
integriert hat, um die abgetasteten 1024 Zeilen auf 512 Zeilen
zu reduzieren. Das Eingangsfenster des Bildverstärkers
hatte einen Durchmesser von 25 cm, was zu einer effektiven
Pixelgröße von 0,55 mm führte. Daher war die projizierte
Schlitzbreite auf dem Eingangsfenster des Bildverstärkers
etwa die Hälfte der Pixelgröße. Die MSA 10 wurde von einem
Schrittschaltmotor mit einer Geschwindigkeit von 3,0 mm/sec
bewegt und die Bildwechselrate bei der Bildaufnahme betrug
15 Aufnahmen/Sekunde. Dabei wurde die MSA zwischen den
Bildaufnahmen und 0,2 mm verschoben, was der Schlitzbreite
entsprach. Die aufgenommenen MSA-Bilddaten wurden über
Magnetband in einen DEC VAX 11/750 Computer 28 eingegeben.
Die gesamte Bildrekonstruktion erfolgte in dem Computer 28.
Die durchgeführten Versuche bestätigten, daß ein Mehrfachschlitz-
Strahlabbildungsverfahren mit schmalen Schlitzöffnungen
und mit der erfindungsgemäßen Bildrekonstruktion die
räumliche Auflösung von Bildern verbessern kann, die mit dem
BV-TV-Digitalsystem aufgenommen wurden, wobei außerdem der
Kontrast und das S/R durch Reduktion von Streuung und
Schleierbildung verbessert waren. Es wird jedoch darauf
hingewiesen, daß die verbesserte Auflösung hauptsächlich in
einer Richtung erfolgte, nämlich in Richtung senkrecht zu
den Schlitzöffnungen, wenn Pixelwerte in paralleler Richtung
unter Verwendung von Interpolation zugeordnet werden.
Es ist im Prinzip möglich, eine räumliche Auflösung in einer
Richtung durch Verwendung eines sehr schmalen Schlitzes mit
viel weniger als der Pixelgröße des Systems zu verwenden,
die viel kleiner als die bei dieser Studie verwendete
Schlitzbreite ist. Die praktische Bedeutung der erhaltenen
Gesamtverbesserung und die Grenzen von solchen anisotropen
Bildern sind jedoch bekannt. Um die Wirkung der anisotropen
Auflösung auf die Gesamtbildqualität zu untersuchen, wurde
eine Simulationsstudie durchgeführt. Aus diesen Ergebnissen
scheint eine Matrixgröße, die in einer Richtung doppelt so
groß wie in der anderen Richtung ist, eine akzeptable
Verbesserung in der Gesamtbildqualität zu bewirken. Daher
ist die Auswahl der Schlitzbreite für eine halbe Pixelgröße
für eine Auflösungsverbesserung passend, die mit einem
Strahlabbildungsverfahren mit mehreren schmalen Schlitzen
erreicht werden kann.
Claims (5)
1. Vorrichtung zum Erzeugen von Röntgenbildern eines Untersuchungsobjektes
(14), mit
- a) einer Röntgenstrahlungsquelle (12),
- b) einer Mehrschlitzanordnung MSA (10) mit einer Maske, die eine Anzahl von parallelen Schlitzen aufweist und zwischen der Röntgenstrahlungsquelle (12) und dem Untersuchungsobjekt (14) angeordnet ist,
- c) Antriebsmitteln (26), die eine Relativbewegung zwischen dem Untersuchungsobjekt (14) und der MSA (10) senkrecht zur Schlitzrichtung und parallel zur Ebene der MSA (10) erzeugen,
- d) einer Bildaufnahmevorrichtung (20, 100, 102, 104), die die von der MSA (10) und dem Untersuchungsobjekt (14) hindurchgelassene Röntgenstrahlungsintensität ortsaufgelöst detektiert und in Bildsignaldaten umwandelt und diese Bildsignaldaten als n aufeinanderfolgende, jeweils aus einer Vielzahl von Bildsignaldaten bestehende Bildaufnahmen speichert, von denen jede einer jeweils zugehörigen Position der MSA (10) zugeordnet ist, wobei jedes Bildsignaldatum einer jeweiligen Bildaufnahme einem jeweils zugehörigen Pixel der Bildaufnahmevorrichtung (20, 100, 102, 104) zugeordnet ist,
- e) ersten Mitteln (106, 108, 110, 112, 113), die für jede Pixelposition einen Minimalwert Imin der n jeweils zugehörigen, während der n Bildaufnahmen erhaltenen Bildsignaldaten und nach der Gleichung einen jeweils zugehörigen Schwellenwert Icutoff ermitteln, die Bildsignaldaten mit dem jeweils zugehörigen Schwellenwert Icutoff vergleichen und jeweils nur diejenigen zugehörigen Bildsignaldaten zu einem rekonstruierten Bildsignaldatum aufsummieren, die über ihrem zugehörigen Schwellenwert Icutoff liegen, und
- f) zweiten Mitteln (115; 126), die die rekonstruierten Bldsignaldaten zu einem Bild zusammensetzen und anzeigen.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch eine
Schlitzstrahlbreite, die größer als eine Pixelgröße der
Bioldaufnahmevorrichtung (20, 100, 102, 104) ist, wobei die
Relativbewegung über einen Distanzschritt vorgenommen wird,
der kleiner als die Schlitzstrahlbreite ist, so daß sich die
Strahlen aus der MSA (10) während aufeinanderfolgender Bildaufnahmeschritte
überlappen.
3. Vorrichtung nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch eine
Schlitzstrahlbreite, die schmaler als eine Pixelgröße in der
Bildebene der Bildaufnahmevorrichtung (10, 100, 102, 104)
ist.
4. Vorrichtung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet,
daß sie eine Reihe von Bildsignaldaten sammelt, die aus der Röntgenstrahlung abgeleitet sind, welche durch einen gemeinsamen Schlitz der MSA (10) in aufeinanderfolgenden Bildaufnahmeschritten tritt, und
daß sie eine vergrößerte Matrix bildet, indem sie die Reihe der Bildsignaldaten jeweiligen benachbarten Reihen von Pixeln in der vergrößerten Matrix zuordnet, in der die benachbarten Reihen von Pixeln in einer Richtung senkrecht zur Schlitzrichtung angeordnet sind.
daß sie eine Reihe von Bildsignaldaten sammelt, die aus der Röntgenstrahlung abgeleitet sind, welche durch einen gemeinsamen Schlitz der MSA (10) in aufeinanderfolgenden Bildaufnahmeschritten tritt, und
daß sie eine vergrößerte Matrix bildet, indem sie die Reihe der Bildsignaldaten jeweiligen benachbarten Reihen von Pixeln in der vergrößerten Matrix zuordnet, in der die benachbarten Reihen von Pixeln in einer Richtung senkrecht zur Schlitzrichtung angeordnet sind.
5. Vorrichtung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß sie
ein Bildaspektverhältnis der vergrößerten Matrix abgleicht,
indem sie Bildsignaldaten mit linearer Interpolation den
ausgewählten Pixeln der vergrößerten Matrix in einer
Richtung parallel zur Schlitzrichtung zuordnet.
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Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US07/081,001 US4841555A (en) | 1987-08-03 | 1987-08-03 | Method and system for removing scatter and veiling glate and other artifacts in digital radiography |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE3826288A1 DE3826288A1 (de) | 1989-04-27 |
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---|---|---|---|
DE3826288A Granted DE3826288A1 (de) | 1987-08-03 | 1988-07-30 | Verfahren zum rekonstruieren von bilddaten aus roentgenbildern |
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---|---|
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DE (1) | DE3826288A1 (de) |
Families Citing this family (40)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5313283A (en) * | 1989-04-21 | 1994-05-17 | Camtronics, Ltd. | System and method for controlling exposure format for an apparatus for exposing photographic film with image data |
JPH0318352A (ja) * | 1989-06-16 | 1991-01-25 | Toshiba Corp | X線診断装置 |
US4995064A (en) * | 1990-01-29 | 1991-02-19 | Siemens Medical Systems, Inc. | Continuously sweeping multiple-pass image acquisition system for peripheral angiography |
JP3083606B2 (ja) * | 1990-11-22 | 2000-09-04 | 株式会社東芝 | 医用診断支援システム |
US5289374A (en) * | 1992-02-28 | 1994-02-22 | Arch Development Corporation | Method and system for analysis of false positives produced by an automated scheme for the detection of lung nodules in digital chest radiographs |
US5491627A (en) * | 1993-05-13 | 1996-02-13 | Arch Development Corporation | Method and system for the detection of microcalcifications in digital mammograms |
US5729620A (en) * | 1993-09-29 | 1998-03-17 | Wang; Shih-Ping | Computer-aided diagnosis system and method |
CA2132138C (en) * | 1993-09-29 | 2004-01-06 | Shih-Ping Wang | Computer-aided diagnosis system and method |
US5878108A (en) * | 1995-11-30 | 1999-03-02 | Hitachi Medical Corporation | Method for generating X-ray image and apparatus therefor |
JP3423828B2 (ja) * | 1995-11-30 | 2003-07-07 | 株式会社日立メディコ | X線画像作成方法およびその装置 |
US5815591A (en) * | 1996-07-10 | 1998-09-29 | R2 Technology, Inc. | Method and apparatus for fast detection of spiculated lesions in digital mammograms |
US5917929A (en) * | 1996-07-23 | 1999-06-29 | R2 Technology, Inc. | User interface for computer aided diagnosis system |
DE19635592B4 (de) * | 1996-09-02 | 2004-02-05 | Siemens Ag | Verfahren zum Betrieb einer medizinischen Röntgeneinrichtung und medizinische Röntgeneinrichtung |
US6088612A (en) * | 1997-04-04 | 2000-07-11 | Medtech Research Corporation | Method and apparatus for reflective glare removal in digital photography useful in cervical cancer detection |
US5989184A (en) * | 1997-04-04 | 1999-11-23 | Medtech Research Corporation | Apparatus and method for digital photography useful in cervical cancer detection |
US6277067B1 (en) | 1997-04-04 | 2001-08-21 | Kerry L. Blair | Method and portable colposcope useful in cervical cancer detection |
US6282307B1 (en) | 1998-02-23 | 2001-08-28 | Arch Development Corporation | Method and system for the automated delineation of lung regions and costophrenic angles in chest radiographs |
US20020009215A1 (en) | 2000-01-18 | 2002-01-24 | Arch Development Corporation | Automated method and system for the segmentation of lung regions in computed tomography scans |
US6898303B2 (en) | 2000-01-18 | 2005-05-24 | Arch Development Corporation | Method, system and computer readable medium for the two-dimensional and three-dimensional detection of lesions in computed tomography scans |
US6623161B2 (en) * | 2001-08-28 | 2003-09-23 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Method and apparatus for identifying and correcting line artifacts in a solid state X-ray detector |
US20030223539A1 (en) * | 2002-05-31 | 2003-12-04 | Granfors Paul R. | Method and apparatus for acquiring and storing multiple offset corrections for amorphous silicon flat panel detector |
US20040120457A1 (en) * | 2002-12-20 | 2004-06-24 | University Of Massachusetts Medical Center | Scatter reducing device for imaging |
US7359488B1 (en) | 2004-05-25 | 2008-04-15 | Michel Sayag | Technique for digitally removing x-ray scatter in a radiograph |
US20060018524A1 (en) * | 2004-07-15 | 2006-01-26 | Uc Tech | Computerized scheme for distinction between benign and malignant nodules in thoracic low-dose CT |
US20100296711A1 (en) * | 2005-08-05 | 2010-11-25 | Canon Kabushiki Kaisha | Method of determining a biospecies |
US8576982B2 (en) | 2008-02-01 | 2013-11-05 | Rapiscan Systems, Inc. | Personnel screening system |
US7796733B2 (en) * | 2007-02-01 | 2010-09-14 | Rapiscan Systems, Inc. | Personnel security screening system with enhanced privacy |
US8638904B2 (en) | 2010-03-14 | 2014-01-28 | Rapiscan Systems, Inc. | Personnel screening system |
US8995619B2 (en) | 2010-03-14 | 2015-03-31 | Rapiscan Systems, Inc. | Personnel screening system |
CN103064125B (zh) * | 2007-06-21 | 2016-01-20 | 瑞皮斯坎***股份有限公司 | 用于提高受指引的人员筛查的***和方法 |
MX2012010645A (es) | 2010-03-14 | 2012-12-17 | Rapiscan Systems Inc | Aparato de formacion de haz. |
CN103364418B (zh) * | 2012-04-01 | 2016-08-03 | 中国科学院高能物理研究所 | 光栅剪切二维成像***及光栅剪切二维成像方法 |
US11280898B2 (en) | 2014-03-07 | 2022-03-22 | Rapiscan Systems, Inc. | Radar-based baggage and parcel inspection systems |
CA2972886A1 (en) | 2014-03-07 | 2015-09-11 | Rapiscan Systems, Inc. | Ultra wide band detectors |
JP2017537399A (ja) | 2014-11-25 | 2017-12-14 | ラピスカン システムズ、インコーポレイテッド | インテリジェントセキュリティ管理システム |
CN109791811A (zh) | 2016-09-30 | 2019-05-21 | 美国科学及工程股份有限公司 | 用于2d扫描光束成像的x射线源 |
US11049606B2 (en) | 2018-04-25 | 2021-06-29 | Sota Precision Optics, Inc. | Dental imaging system utilizing artificial intelligence |
DE102019210204A1 (de) | 2019-07-10 | 2021-01-14 | Carl Zeiss Industrielle Messtechnik Gmbh | Verfahren zum Korrigieren von Streustrahlung in einem Computertomographen und Computertomograph |
US20230005133A1 (en) * | 2021-06-24 | 2023-01-05 | Carolyn M Salafia | Automated placental measurement |
CN117876279B (zh) * | 2024-03-11 | 2024-05-28 | 浙江荷湖科技有限公司 | 基于扫描光场序列图像的去除运动伪影方法及*** |
Family Cites Families (10)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3783282A (en) * | 1971-06-07 | 1974-01-01 | R Hoppenstein | Stereoscopic radiography techniques and apparatus |
NL183160C (nl) * | 1974-11-26 | 1988-08-01 | Optische Ind De Oude Delft Nv | Stelsel voor het vormen van een videorepresentatie van een roentgenschaduwbeeld. |
US4096391A (en) * | 1976-10-15 | 1978-06-20 | The Board Of Trustees Of The University Of Alabama | Method and apparatus for reduction of scatter in diagnostic radiology |
US4242583A (en) * | 1978-04-26 | 1980-12-30 | American Science And Engineering, Inc. | X-ray imaging variable resolution |
GB2061660B (en) * | 1979-10-17 | 1983-08-24 | Philips Electronic Associated | Modifying the contrast of an image |
US4323973A (en) * | 1979-12-20 | 1982-04-06 | Greenfield George B | Apparatus and method for enhancing radiographs |
FI67465C (fi) * | 1981-04-24 | 1985-03-11 | Instrumentarium Oy | Installation foer aostadkommande av radiografiska skiktbilder |
US4718076A (en) * | 1983-04-22 | 1988-01-05 | Kabushiki Kaisha Toshiba | X-ray imaging apparatus |
JPH0614746B2 (ja) * | 1984-09-13 | 1994-02-23 | 株式会社東芝 | X線画像処理装置 |
JPH06102065B2 (ja) * | 1985-11-26 | 1994-12-14 | 株式会社島津製作所 | 放射線撮影装置 |
-
1987
- 1987-08-03 US US07/081,001 patent/US4841555A/en not_active Expired - Lifetime
-
1988
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Also Published As
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---|---|
US4841555A (en) | 1989-06-20 |
DE3826288A1 (de) | 1989-04-27 |
JPH01125679A (ja) | 1989-05-18 |
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