(57)【要約】【課題】臨床ワークフローの制限をなくし、コントラスト強調を提供するＸ線撮影画像の処理方法を提供する。【解決手段】対象を通過したＸ線放射線から導き出されたＸ線撮影画像を処理する方法１００、及びこのような方法を実施するＸ線撮像システム２０２が提供される。方法１００は、Ｘ線撮影画像に基づいて、前記Ｘ線撮影画像に存在する散乱信号を算定するステップ１０４と、算定された散乱信号に基づいて、対象を通過したＸ線放射線から基準散乱防止装置によって除去可能である散乱放射線を示す散乱除去信号を計算するステップ１０６と、散乱除去信号に基づいてＸ線撮影画像を補正するステップ１１０と、を含む。【選択図】図３
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
対象を通過したＸ線放射線から導き出されたＸ線撮影画像を処理する方法であって、
前記Ｘ線撮影画像に基づいて、前記Ｘ線撮影画像に存在する散乱信号を算定する算定ステップと、
前記算定された散乱信号に基づいて、前記対象を通過した前記Ｘ線放射線から基準散乱防止装置によって除去可能である散乱放射線を示す散乱除去信号を計算する計算ステップと、
前記散乱除去信号に基づいて前記Ｘ線撮影画像を補正する補正ステップと、
を含む方法。
【請求項２】
請求項１に記載の方法を実施するＸ線撮像システム。
【請求項３】
基準散乱防止グリッドを使用するステップを実施するように構成される、請求項２に記載のＸ線撮像システム。
【請求項４】
前記Ｘ線撮像システムは、前記基準散乱防止装置によって前もって取得された較正データを使用する較正ステップを実施するように構成される、請求項２又は３に記載のＸ線撮像システム。
【請求項５】
前記Ｘ線撮像システムは、前記計算ステップの一部として、ユーザの手作業のインタラクションによって、前記基準散乱防止装置の品質を特定するステップを実施するように構成される、請求項２乃至４のいずれか１項に記載のＸ線撮像システム。
【請求項６】
前記Ｘ線撮像システムが、前記算定ステップの一部として、データベースから、前記Ｘ線撮影画像の個々の局所的な特性に関して典型的な散乱カーネルを取り出し、その後、前記散乱信号を算定するために前記散乱カーネルを重ね合わせるカーネルステップを実施するように構成される、請求項２乃至５のいずれか１項に記載のＸ線撮像システム。
【請求項７】
前記Ｘ線撮像システムは、前記Ｘ線撮影画像の個々の局所的な特性が、前記Ｘ線撮影画像の個々の局所的な信号及び前記個々の局所的な信号の個々の局所的な空間勾配を含むように、前記カーネルステップを実施するように構成される、請求項６に記載のＸ線撮像システム。
【請求項８】
前記Ｘ線撮像システムが、モンテカルロシミュレーションによって前もって生成された散乱カーネルを使用して、前記カーネルステップを実施するように構成される、請求項６又は７に記載のＸ線撮像システム。
【請求項９】
前記Ｘ線撮像システムが、前記Ｘ線撮影画像の解像度より低い解像度で前記算定ステップを実施するように構成される、請求項２乃至８のいずれか１項に記載のＸ線撮像システム。
【請求項１０】
前記Ｘ線撮像システムは、前記算定された散乱信号の解像度を、前記Ｘ線撮影画像の解像度に等しいレベルに増大させるステップを実施するように構成される、請求項９に記載のＸ線撮像システム。
【請求項１１】
前記Ｘ線撮像システムが、セグメント化を通じて、コントラスト強調が特に望ましい解剖学的領域を特定するステップを実施するように構成される、請求項２乃至１０のいずれか１項に記載のＸ線撮像システム。
【請求項１２】
前記Ｘ線撮像システムは、前記補正ステップの一部として、前記Ｘ線撮影画像から前記算定された散乱信号を減算するステップを実施するように構成される、請求項２乃至１１のいずれか１項に記載のＸ線撮像システム。
【請求項１３】
前記Ｘ線撮像システムは、前記補正ステップの一部として、前記算定された散乱信号を取り入れるために、散乱信号フラクションを前記Ｘ線撮影画像に乗じるステップを実施するように構成される、請求項２乃至１１のいずれか１項に記載のＸ線撮像システム。
【請求項１４】
請求項１に記載の方法の各ステップをコンピュータに実施させるための、コンピュータ可読媒体に記憶されたコンピュータプログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、対象を通過したＸ線放射線から導き出されたＸ線撮影画像を処理する方法、かかる方法を実施するＸ線撮像システム、及びコンピュータ可読媒体に記憶され、コンピュータ上でランするとき前記方法を実施するように構成されたコンピュータプログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線放射線が、イメージングされるべき患者のような対象を透過するとき、散乱放射線が生成される。散乱放射線は、Ｘ線画像のコントラストの低下を引き起こす。例えば散乱防止グリッドのような散乱防止装置は、非散乱放射線が通過することを許しつつ、散乱放射線を減衰させる品質を有する。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
従って、散乱防止装置が、散乱放射線によってもたらされるコントラスト低下を防止するために、一般に用いられている。しかしながら、散乱防止装置の使用及び特に散乱防止グリッドの使用は、臨床ワークフローにおいて、いくつかの要求及びゆえに制限を課す。
【０００４】
ゆえに、臨床ワークフローの制限を回避しながら、コントラスト強調を提供するＸ線撮影画像の処理方法が必要とされている。
【０００５】
本発明の目的は、独立請求項の主題により解決され、他の実施形態は、従属請求項に盛り込まれている。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本発明の以下に記述される見地は、本発明によるＸ線撮像システム及びコンピュータプログラムにも適用されることに留意されるべきである。
【０００７】
本発明の第１の見地によれば、対象を通過したＸ線放射線から導き出されたＸ線撮影画像を処理する方法が提供される。このような方法は、Ｘ線撮影画像に基づいて、前記Ｘ線撮影画像に存在する散乱信号を算定するステップと、算定された散乱信号に基づいて、対象を通過したＸ線放射線から基準散乱防止装置によって除去可能である散乱放射線を示す散乱除去信号を計算するステップと、散乱除去信号に基づいてＸ線撮影画像を補正するステップと、を含む。
【０００８】
本発明による方法は、算定された散乱信号に基づいて、散乱除去信号を計算するステップを含む。この散乱除去信号は、対象を通過したＸ線放射線から基準散乱防止装置によって除去可能である散乱放射線を示し、すなわち、基準散乱防止装置が物理的に用いられる場合にそのようなＸ線放射線から除去されるであろう散乱放射線を示す。それゆえ、本発明による方法は、基準散乱防止装置を物理的に用いることなしに基準散乱防止装置のコントラスト強調効果を実現できる。従って、本発明による方法は、散乱防止装置及びより顕著には散乱防止グリッドを用いることに付随するワークフローの制限を、有利に且つ効果的に回避する。このようなワークフローの制限は、例えば、Ｘ線ビームに対する散乱防止装置の適切な位置及びアライメントに関連する。結果として、本発明は、特に、固定のジオメトリが存在しないベッドサイド胸部Ｘ線撮像のようなフリーなＸ線曝露において、有用なアプリケーションを与える。同様に、本発明は、散乱防止装置の重み及びかさが障害となる集中ケアユニットのワークフローを改善する。
【０００９】
この文脈において、散乱防止装置は、散乱防止グリッド、エアギャップ技術、及び／又はスロットスキャンシステムを包含する。
【００１０】
更に、本発明による方法は、ハイパス周波数フィルタによるＸ線撮影画像の処理を通じて、画像コントラストを増大させる場合に得られるアーチファクトを有利に防ぐ。例えば、アーチファクトになりうる低線量領域における信号対雑音比の低下が、本発明により効果的に回避される。
【００１１】
本発明の第２の見地によれば、Ｘ線撮像システムが、本発明による方法を実施する目的で提供される。
【００１２】
本発明によるＸ線撮像システムの好適な実施形態において、Ｘ線撮像システムは、散乱除去を計算するステップを実施する際に基準散乱防止グリッドを使用するように構成される。
【００１３】
本発明によるＸ線撮像システムの別の好適な実施形態において、Ｘ線撮像システムは、散乱除去信号を計算するステップを実施する際に、基準散乱防止装置により前もって取得された較正データを使用するように構成される。この実施形態は、有利には、散乱除去信号を計算する正確さを高める。
【００１４】
本発明によるＸ線撮像システムの別の好適な実施形態において、Ｘ線撮像システムは、散乱除去信号を計算するステップの一部として、ユーザの手作業のンタラクションによって、基準散乱防止装置の品質を特定するステップを実施するように構成される。例えば、Ｘ線撮像システムは、複数の基準散乱防止装置から、目下の臨床アプリケーションと整合する品質を有する基準散乱防止グリッドのような特定の基準散乱防止装置を、ユーザインタフェースを通じて選択するようにユーザに提示することができる。更に、Ｘ線撮像システムは、その後、このような基準散乱防止グリッドの選択度及び／又はコントラスト改善度を特定するようにユーザに提示してもよい。この実施形態は、臨床上の柔軟性を増大する利点を有する。代替として、Ｘ線撮像システムは、目下の臨床アプリケーションに依存して、基準散乱防止装置のタイプ及びその特性を自動的に選択してもよい。
【００１５】
本発明によるＸ線撮像システムの別の好適な実施形態において、Ｘ線撮像システムは、Ｘ線撮影画像に基づいて散乱信号を算定するステップの一部として、データベースから、Ｘ線撮影画像の個々の局所的な特性に関連して典型的な散乱カーネルを取り出し、散乱信号を算定するために前記散乱カーネルを重ね合わせるステップを実施するように構成される。
【００１６】
本発明によるＸ線撮像システムの別の好適な実施形態において、Ｘ線撮像システムは、データベースから典型的な散乱カーネルを取り出すステップを実施する際、Ｘ線撮影画像の個々の局所的な信号及び前記個々の局所的な信号の個々の局所的な空間勾配を使用するように構成される。例えば、このような局所的な信号は、ピクセルごとに決定されることができる。Ｘ線撮影画像の個々の局所的な信号及びその局所的な空間勾配は、球体に基づく散乱モデリングの用途に特に適している。Ｘ線撮影画像の個々の局所的な信号及びその局所的な空間勾配は、ユニークであり、身体部位ごとに、画像ごとに、患者ごとに、及びより一般的にはピクセルごとに異なる。従って、この実施形態は、患者及び領域に特化した散乱補正を有利に可能にする。例えば、コントラスト強調は、痩せた患者よりも肥満の患者の場合に一層強くなる。同様に、患者胸部のＸ線撮影画像に関して、コントラスト強調は、例えば縦隔及び腹部のような散乱フラクションが高い領域の場合はより強くなり、散乱フラクションがあまり高くない領域（例えば肺）の場合は強くならない。
【００１７】
本発明によるＸ線撮像システムの別の好適な実施形態において、Ｘ線撮像システムは、データベースから典型的な散乱カーネルを取り出すステップを実施する際、モンテカルロシミュレーションにより前もって生成された散乱カーネルを使用するように構成される。モンテカルロシミュレーションは、正確な数値近似のための正確な方法であることが分かっている。散乱算定の目的で、管電圧のレンジに依存する材料レベルのレンジにおけるＸ線の通過のモンテカルロシミュレーションが、用いられることが可能である。この目的に特に適した材料は水である。しかしながら、モンテカルロシミュレーションは、多くの計算努力を必要とする。臨床ワークフローがこのような計算コストによって妨げられないという点で、この実施形態は有利である。すなわち、この実施形態は、前もってこのような計算努力を行い、上述のデータベースに結果を記憶しておき、その後、データベースにアクセスすることによりそれらの結果を再利用することを効果的に提案する。
【００１８】
本発明によるＸ線撮像システムの別の好適な実施形態において、Ｘ線撮像システムは、Ｘ線撮影画像の解像度より低い解像度を使用して散乱を算定するステップを実施するように構成される。この実施形態は、正確さを損なうことなく、計算時間を短縮するという利点を有する。すなわち、算定された散乱信号は、スムーズに変わり、低周波数成分により支配される。従って、算定は、画像の解像度よりも低い解像度で良好に実現可能である。
【００１９】
米国特許第8,000,435B2号明細書は、散乱カーネルの生成を開示しており、その内容は参照によって本願明細書に盛り込まれるものとする。
【００２０】
本発明によるＸ線撮像システムの別の好適な実施形態において、Ｘ線撮像システムは、算定された散乱信号の解像度を、Ｘ線撮影画像の解像度に等しいレベルに増大させるステップを実施するように構成される。この実施形態は、算定され較正された散乱信号に基づいて、散乱に関してＸ線撮影画像を補正することを有利に改善する。
【００２１】
本発明によるＸ線撮像システムの別の好適な実施形態において、Ｘ線撮像システムは、セグメント化を通じて、コントラスト強調が特に望まれる解剖学的領域を特定するステップを実施するように構成される。このようなセグメント化は、ユーザインタフェースを通じてユーザの手作業のインタラクションにより起動されることができる。代替として、セグメント化が自動的に実施されることもできる。このような手作業の又は自動的なセグメント化の効果は、局所的に高いコントラスト強調に向けて、基準散乱防止装置の品質を局所的に適応させることにある。例えば、基準散乱防止グリッドに関して、このようなセグメント化は、局所的に、選択度及び／又はコントラスト改善度を増加させる。この実施形態は、ノイズに関して他の解剖学的領域に否定的な影響を及ぼすことなく、臨床的に最も関心の高い解剖学的領域について最適なコントラスト強調を得るという利点を有する。
【００２２】
本発明によるＸ線撮像システムの別の好適な実施形態において、Ｘ線撮像システムは、散乱除去信号に基づいてＸ線撮影画像を補正するステップを実施する際に、算定された散乱信号をＸ線撮影画像から減算するステップを実施するように構成される。この実施形態は、それがエッジアーチファクトを最小にするという点で有利である。
【００２３】
本発明によるＸ線撮像システムの別の好適な実施形態において、Ｘ線撮像システムは、散乱除去信号に基づいてＸ線撮影画像を補正するステップを実施する際、算定された散乱信号を取り入れるために、散乱信号フラクションをＸ線撮影画像に乗じるステップを実施するように構成される。
【００２４】
本発明の第３の見地によれば、コンピュータ可読媒体に記憶され、コンピュータ上でランする際に上述の方法を実施するように構成されるコンピュータプログラムが提供される。
【図面の簡単な説明】
【００２５】
【図１】本発明による方法を概略的に示す図。
【図２】本発明によるシステムを概略的に示す図。
【図３】本発明によるＸ線撮像システムの実施形態により実施可能な方法を概略的に示す図。
【図４】本発明によるＸ線撮像システムの実施形態により実施可能な別の方法を概略的に示す図。
【図５】本発明によるＸ線撮像システムの実施形態により実施可能な較正ステップの実験的検証の結果を示す図。
【図６】本発明によるＸ線撮像システムの実施形態により実行可能な方法の実験的検証の結果を示す図。
【発明を実施するための形態】
【００２６】
以下、さまざまな図面にわたり使用される等しい参照数字は同一の特徴を示す。
【００２７】
図１を参照して、本発明による方法１００が概略的に示されている。対象を通過したＸ線放射線から導き出されたＸ線撮影画像を処理するこのような方法１００は、Ｘ線撮影画像に基づいて、前記Ｘ線撮影画像に存在する散乱信号を算定するステップ１０４と、算定された散乱信号に基づいて、対象を通過したＸ線放射線から基準散乱防止装置によって除去可能である散乱放射線を示す散乱除去信号を計算するステップ１０６と、散乱除去信号に基づいてＸ線撮影画像を補正するステップ１１０と、を含む。
【００２８】
図２を参照して、方法１００を実施するための本発明のＸ線撮像システム２０２が、概略的に示されている。例示のＸ線撮像システム２０２は、方法１００を実施するためのコントローラ２０４を有する。代替として、プロセッサ（図示せず）が、この目的で使用されることができる。Ｘ線撮像システム２０２は、それ自体当業者に知られている、イメージングされるべき対象２０７へ向けてＸ線放射線２０６ａを出すＸ線管２０６を有することができる。Ｘ線撮像システム２０２は更に、それ自体当業者に知られている、対象２０７を通過したＸ線放射線２０６ｂを検出するＸ線検出器２０８を有する。コントローラ２０４は、Ｘ線管２０６及びＸ線検出器２０８の両方から離れたところに配置されることができる。別の例において、Ｘ線撮像システム２０２は、ユーザの手作業によるインタラクションのためのユーザインタフェース２１０を有する。
【００２９】
図１を参照して、方法１００により処理されるＸ線撮影画像は、クリーンな生画像データを含む。特定の例において、Ｘ線撮像システム２０２は、生画像データを生成するステップ１０１と、その後、このような生画像データを前処理するステップ１０２であって、すなわち、Ｘ線撮影画像を構成するクリーンな生画像データを生成するために、検出器関連のアーチファクトを補正するステップと、を実施するように構成される。Ｘ線撮像システム２００は、線形又は対数データ空間において、ステップ１０１及び１０２を実施するように構成されることができる。
【００３０】
一例において、Ｘ線撮像システム２０２は、ステップ１０６を実施する際に基準散乱防止グリッドを使用するように構成される。ここで、Ｘ線撮像システムは、いかなるタイプの基準散乱防止グリッドを用いることもできる。より具体的には、このような基準散乱防止グリッドは、２〜１２のレンジの選択度及び／又は１．１〜４．４のレンジのコントラスト改善度を有することができる。これらの量は、通常、それぞれΣ及びＫと示され、例えばＩＥＣ標準６０６２７に規定されている。
【００３１】
別の例において、Ｘ線撮像システム２０２は、基準散乱防止装置により前もって取得された較正データを使用して、ステップ１０６を実施するように構成される。図４を参照して、このような較正データの実験的な検証の結果が、基準散乱防止装置が選択度５．６及びコントラスト改善度３．４をもつ基準散乱防止グリッドである場合の例について示されている。
【００３２】
特定の例において、Ｘ線撮像システム２０２は、ユーザの手作業のインタラクションによって、基準散乱防止装置の品質を特定するステップ１０６ａを実施するように構成される。例えば、Ｘ線撮像システム２０２は、ユーザが、ユーザインタフェース２１０を通じて、基準散乱防止装置として例えば基準散乱防止グリッドを選択し、その後、このような基準散乱防止グリッドに関連付けられる選択度の値及び／又はコントラスト改善度を選択することを可能にすることができる。
【００３３】
別の特定の例示のステップにおいて、Ｘ線撮像システム２０２は、ステップ１０４の一部として、データベースから、Ｘ線撮影画像の個々の局所的な特性に関連して典型的な散乱カーネルを取り出し、その後、散乱信号を算定するために前記散乱カーネルを重ね合わせるステップ１０４ａを実施するように構成される。他の例において、Ｘ線撮像システム２０２は、Ｘ線撮影画像の個々の局所的な特性がＸ線撮影画像の個々の局所的な信号及び前記個々の局所的な信号の個々の局所的な空間勾配を含むように、ステップ１０４ａを実施するように構成される。別の例において、Ｘ線撮像システム２０２は、モンテカルロシミュレーションを使用して、前もって、すなわち方法１００の実行の前に、生成されたこのような散乱カーネルを使用してステップ１０４ａを実施するように構成される。
【００３４】
他の例において、Ｘ線撮像システム２０２は、Ｘ線撮影画像の解像度より低い解像度でステップ１０６を実施するように構成される。代替として、Ｘ線撮像システム２０２は、フル解像度でステップ１０６を実施するように構成される。他の特定の例において、Ｘ線撮像システム２０２は、算定された散乱信号の解像度を、画像の解像度に等しいレベルにまで増大させるステップ１０８を実施するように構成される。
【００３５】
別の例において、Ｘ線撮像システム２０２は、セグメント化を通じて、コントラスト強調が特に望まれる解剖学的領域を特定するステップ１０３を実施するように構成される。Ｘ線撮像システム２０２は、手動で起動されることができるステップ１０３を、例えばユーザインタフェース２０１を通じて又は自動的に実施することができる。
【００３６】
任意に、Ｘ線撮像システム２０２は、補正されたＸ線撮影画像、すなわちＸ線撮像システムのさまざまな実施形態によって取得可能なＸ線撮影画像を表示するステップ１１２を実施するように構成される。
【００３７】
図３を参照して、別の例において、Ｘ線撮像システム２０２は、ステップ１１０の一部として、算定された散乱信号をＸ線撮影画像から減算するステップ１１０ａを実施するように構成される。例えば、散乱信号がゼロである場合、ステップ１１０ａ及びゆえにステップ１１０は、Ｘ線撮影画像にいかなる変化も与えない。この特定の例において、Ｘ線撮像システム２０２は、好適には、線形データ空間において、減算を実施するように構成される。Ｘ線撮影画像が、対数データ空間において利用できる場合、Ｘ線撮像システム２０２は、減算の前に線形データ空間への変換を実施することができ、このような減算の後、Ｘ線撮像システム２０２は、対数データ空間に戻すように変換を実施することができる。
【００３８】
図４を参照して、別の特定の例において、Ｘ線撮像システム２０２は、ステップ１１０の一部として、Ｘ線撮影画像で散乱信号を除算することにより、散乱信号フラクション（散乱信号の割合）を生成するステップ１１０ｂを実施するように構成される。この特定の例において、Ｘ線撮像システム２０２は更に、ステップ１１０の一部として、散乱信号フラクションを１００％（又は１）から減算するステップ１１０ｃを実施するように構成される。この特定の例のＸ線撮像システム２０２は、ステップ１１０の一部として、ステップ１１０ｃの結果をＸ線撮影画像に乗じるステップ１１０ｄを実施するように構成される。例えば、散乱信号フラクションがゼロである場合、ステップ１１０は、Ｘ線撮影画像にいかなる変化も与えない。この特定の例において、Ｘ線撮像システム２０２は、好適には、線形データ空間において乗算を実施するように構成される。Ｘ線撮影画像が、対数データ空間で利用できる場合、Ｘ線撮像システム２０２は、乗算の前に線形データ空間への変換を実施することができ、このような乗算の後、Ｘ線撮像システム２０２は、対数データ空間へ戻すように変換を実施することができる。
【００３９】
図５は、較正データの実験的検証を示しており、較正データは、Ｘ線撮像システム２０２の特定の例において、ステップ１０６を実施するために用いられることが可能である。より具体的には、図５は、いくつかの水位に関する管電圧の関数として、コントラスト改善度（contrast improvement factor、ＣＩＦ）を示す。「グリッド」により示される塗りつぶされた記号は、基準散乱防止グリッドが物理的に取り付けられた場合の測定に関し、「方法」により示される中空の記号は、Ｘ線撮像システム２０２の一実施形態が方法１００を実施する場合の測定に関する。この特定の例において、基準散乱防止装置は、方法１００において、及び基準散乱防止グリッドが物理的に取り付けられた測定の両方において、選択度５．６及びコントラスト改善度３．４を有する。ＣＩＦの決定のために、Ｘ線画像は、水の上部のアルミニウムディスクにより生成されるコントラストステップにおいて、生成される。２つの関心領域（以下ＲＯＩと記載する関心領域）が、このような画像において規定される。ＲＯＩ１は、平均ピクセル値レベル１を有し、アルミニウムディスクの減衰領域の外側にある。ＲＯＩ２は、平均ピクセル値レベル２を有し、前記領域内にある。コントラストＣは、Ｃ＝（レベル１−レベル２）／レベル１に従う。基準散乱防止グリッドが取り付けられた測定の場合、ＣＩＦは、ＣＧｒｉｄ／Ｃ０と規定されるＣＩＦＧｒｉｄとして示され、ここで、Ｃ０は、基準散乱防止グリッドを用いずに又はＸ線撮像システム２０２の一実施形態が方法１００を実施することなく、得られる基準コントラストを示す。同様に、測定が、方法１００を実施するＸ線撮像システム２０２の実施形態を用いる場合、ＣＩＦは、ＣＭｅｔｈｏｄ／Ｃ０と規定されるＣＩＦＭｅｔｈｏｄとして示される。明らかに、考えられるすべての管電圧及び水位について、較正データは非常に正確である。
【００４０】
図６は、京都化学（日本、京都）による胸部ファントム及びより詳しくは多用途の胸部ファントム「ラングマン」を使用した方法１００の実験的検証を示す。ここでも、測定は、基準散乱防止グリッドが物理的に取り付けられた場合と、Ｘ線撮像システム２０２が方法１００を実施する実施形態を用いた場合の測定とにより、実施された。このような測定は、それぞれ「グリッド」及び「方法」と称される。この特定の例において、基準散乱防止グリッドは、選択度５．６及びコントラスト改善度３．４を有する。複数の胸部プレートが、異なるサイズの患者を模倣するために使用された。アルミニウムディスクが、図４に関して説明したようなコントラストステップを生成する目的で、肺、心臓後、及び腹部の領域に位置付けられた。上述の領域は、別々に実験的に分析された。図６を参照されたい。Ｘ線撮像システム２０２が方法１００を実施する実施形態によって得られたＣＩＦレベルと、基準散乱防止グリッドを物理的に用いることにより得られたＣＩＦレベルとの間の一致は、非常に強い。
【００４１】
本発明は、図面及び上述の記述において詳しく図示され記述されているが、このような図示及び記述は、説明的又は例示的なものと考えられるべきであり、制限的なものではない。本発明は、開示された実施形態に制限されない。開示された実施形態に対する他の変更が、図面、開示及び添付の請求項の検討に基づき、当業者が請求項に記載の本発明を実施することにより理解され達成されることができる。請求項において、「含む、有する」という語は、他の構成要素又はステップを除外せず、不定冠詞「a」又は「an」は、複数性を除外しない。単一のプロセッサ又はコントローラ又は他のユニットが、請求項に列挙されるいくつかのアイテムの機能を果たすことができる。特定の手段が相互に異なる従属請求項に列挙されているという単なる事実は、これらの手段の組み合わせが有利に使用されることができないことを示さない。請求項における参照符号は、本発明の範囲を制限するものとして解釈されるべきでない。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【外国語明細書】
Method and radiography system for grid-like contrast enhancement
FIELD OF THE INVENTION
The invention relates to a method for processing a radiography image derived from an X-ray radiation passing through an object, a radiography system for performing such method and a computer program, stored on a computer readable medium, arranged for performing the method when run on a computer.
BACKGROUND OF THE INVENTION
When X-ray radiation penetrates an object such as a patient to be imaged, scattered radiation is generated. Scattered radiation causes a reduction of contrast in X-ray images. Anti-scatter devices, for example anti-scatter grids, have the quality of attenuating scattered radiation while allowing non-scattered radiation to pass. Therefore anti-scatter devices are typically employed to counteract the contrast reduction caused by scattered radiation. However, the use of anti-scatter devices, and notably the use of anti-scatter grids, imposes several requirements and hence restrictions on clinical workflow. 
SUMMARY OF THE INVENTION
Thus, there is need for a method for radiography image processing providing contrast enhancement while circumventing clinical workflow restrictions. 
The object of the present invention is solved by the subject-matter of the independent claims, wherein further embodiments are incorporated in the dependent claims. 
It should be noted that the following described aspects of the invention apply also for the radiography system and the computer program according to the invention.
According to a first aspect of the present invention, a method for processing a radiography image derived from an X-ray radiation passing through an object is provided. Such method comprises a step for estimating, based on the radiography image, a scatter signal present in said radiography image; a step for calculating, based on the estimated scatter signal, a scatter removal signal indicative of a scattered radiation removable from the X-ray radiation passing through the object by a reference anti-scatter device; and a step for correcting the radiography image based on the scatter removal signal.
The method according to the invention comprises calculating, based on an estimated scatter signal, a scatter removal signal. This scatter removal signal is indicative of a scattered radiation removable from the X-ray radiation passing through the object by a reference anti-scatter device, i.e. indicative of the scattered radiation that would be removed from such X-ray radiation in case the reference anti-scatter device would be physically employed. Hence the method according to the present invention is capable of realizing the contrast enhancing effect of said reference anti-scatter device without physically employing it. Consequently the method according to the present invention advantageously and effectively circumvents workflow restrictions that go along with employing an anti-scatter device and more notably an anti-scatter grid. Such workflow restriction for example relate to proper position and alignment of the anti-scatter device with respect to an X-ray beam. As a consequence the present invention particularly allows for useful application in free X-ray exposures such as bedside chest radiography in which a fixed geometry is absent. Likewise the present invention improves workflow in intensive care units in which the weight and bulk of the anti-scatter device is an obstacle. 
In this text an anti-scatter device encompasses an anti-scatter grid, air gap technology and/or a slotscan system.
Furthermore, the method according to the present invention advantageously prevents from artifacts that would be obtained when increasing image contrast via processing the radiography image with a high-pass frequency filter. For example, degradation of signal-to-noise-ratio in low-dose areas, which artifact, is effectively circumvented by the present invention. 
According to a second aspect of the present invention, a radiography system is provided for performing the method according to the present invention. 
In a preferred embodiment of the radiography system according to the present invention, the radiography system is arranged for using a reference anti-scatter grid when performing the step of calculating the scatter removal. 
In another preferred embodiment of the radiography system according to the present invention, the radiography system is arranged for using calibration data acquired upfront with the reference anti-scatter device when performing the step of calculating the scatter removal signal. This embodiment advantageously increases the accuracy of calculating the scatter removal signal.
In another preferred embodiment of the radiography system according to the present invention, the radiography system is arranged for performing a step for specifying a quality of the reference anti-scatter device by user manual interaction, as part of the step for calculating the scatter removal signal. For example, the radiography system may offer the user to select, via a user interface, from a plurality of reference anti-scatter devices a particular reference anti-scatter device, such as a reference anti-scatter grid, having a quality matching the clinical application at hand. Moreover, the radiography system may offer the user to subsequently specify a selectivity and/or a contrast improvement ratio for such reference anti-scatter grid. This embodiment has the advantage of increasing clinical flexibility. Alternatively, the radiography system may automatically select the type of reference anti-scatter device and its qualities in dependence of the clinical application at hand.
In another preferred embodiment of the radiography system according to the present invention, the radiography system is arranged for performing a step for retrieving from a database representative scatter kernels in relation to respective local properties of the radiography image and subsequently superpositioning said scatter kernels for estimating the scatter signal, as part of the step for estimating the scatter signal based on the radiography image.
In another preferred embodiment of the radiography system according to the present invention, the radiography system is arranged for using a respective local signal of the radiography image and a respective local spatial gradient of said respective local signal when performing the step of retrieving from a database representative scatter kernels. For example, such local signal may be determined on a per pixel basis. The respective local signal of the radiography image and its local spatial gradient are particularly suitable for use with sphere based scatter modelling. The respective local signal of the radiography image and the local spatial gradient thereof are unique, and will vary from one body part to another, from one image to the other, from one patient to another and more generally from one pixel to another. Therefore this embodiment advantageously enables patient and region specific scatter correction. For example, contrast enhancement will be stronger for obese patients than for slim patients. Likewise, for some radiography image of a patient's chest, contrast enhancement will be stronger for areas with high scatter fraction, such as the mediastinum and abdomen, and will be less strong for areas with less high scatter fraction, such as the lung. 
In another preferred embodiment of the radiography system according to the present invention, the radiography system is arranged for using scatter kernels that are generated upfront by Monte Carlo simulation, when performing the step of retrieving from a database representative scatter kernels. Monte Carlo simulation has proven as an accurate method for precise numerical approximation. For the purpose of scatter estimation, Monte Carlo simulation of the passage of X-rays through a range of material levels in dependence of a range of tube voltages may be employed. A particularly suitable material for that purpose is water. However, Monte Carlo simulation does involve a significant computational effort. This embodiment is advantageous in that clinical workflow is not hampered by such computational expense. Namely, this embodiment effectively suggests making such computation effort in advance, to store the results in aforementioned database, and to subsequently re-use those result via accessing the database.
In another preferred embodiment of the radiography system according to the present invention, the radiography system is arranged for performing the step of estimating the scatter using a resolution lower than a resolution of the radiography image. This embodiment has the advantage of reducing computation time without compromising accuracy. Namely, the estimated scatter signal is smoothly varying and dominated by low frequency components. Therefore, estimation is well feasible at a resolution that is low relative to the resolution of the image. 
US 8,000,435 B2 discloses the generation of scatter kernels and is incorporated herein by reference. 
In another preferred embodiment of the radiography system according to the present invention, the radiography system is arranged for performing a step of increasing the resolution of the estimated scatter signal to a level equal to the resolution of the radiography image. This embodiment advantageously improves correcting the radiography image for scatter based on the calibrated estimated scatter signal.
In another preferred embodiment of the radiography system according to the present invention, the radiography system is arranged for performing a step of specifying via segmentation an anatomical area for which contrast enhancement is particularly. Such segmentation may be initiated by user manual interaction via a user interface. Alternatively it may be performed automatically. The effect of such segmentation, either manually or automatically, is in locally adapting a quality of the reference anti-scatter device towards locally higher contrast enhancement. For example, in terms of a reference anti-scatter grid, such segmentation locally increases selectivity and/or contrast improvement ratio. This embodiment has the advantage of obtaining optimum contrast enhancement for the anatomical area that is clinically of most interest without affecting other anatomical areas negatively in terms of noise.
In another preferred embodiment of the radiography system according to the present invention, the radiography system is arranged for performing a step of subtracting the estimated scatter signal from the radiography image, when performing the step of correcting the radiography image based on the scatter removal signal. This embodiment is advantageous in that it minimizes edge artifacts. 
In another preferred embodiment of the radiography system according to the present invention, the radiography system is arranged for performing a step of multiplying the radiography image with a scatter signal fraction incorporating the estimated scatter signal, when performing the step of correcting the radiography image based on the scatter removal signal. 
According to a third aspect of the present invention, a computer program is provided, which computer program is stored on a computer readable medium and arranged for performing when run on a computer.
BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS
Figure 1 schematically depicts the method according to the present invention.
Figure 2 schematically displays the system according to the invention.
Figure 3 schematically displays a method performable by an embodiment of the radiography system according to the present invention.
Figure 4 schematically depicts another method performable by an embodiment of the radiography system according to the present invention.
Figure 5 depicts results of experimental verification of a calibration step performable by an embodiment of the radiography system according to the present invention. 
Figure 6 depicts results of experimental verification of a method performable by an embodiment of the radiography system according to the present invention. 
DETAILED DESCRIPTION OF THE EMBODIMENTS
Hereinafter, equal reference numbers as used throughout the various drawings denote identical features. 
Referring to Figure 1, the method 100 according to the present invention is schematically displayed. Such method 100 processing a radiography image derived from an X-ray radiation passing through an object comprises a step 104 for estimating, based on the radiography image, a scatter signal present in said radiography image; a step 106 for calculating, based on the estimated scatter signal, a scatter removal signal indicative of a scattered radiation removable from the X-ray radiation passing through the object by a reference anti-scatter device; and a step 110 for correcting the radiography image based on the scatter removal signal.
Referring to Figure 2, the radiography system 202 according to the invention for performing method 100 is schematically displayed. An example radiography system 202 comprises a controller 204 for performing the method 100. Alternatively a processor (not shown) may be used for that purpose. Radiography system 202 may comprise an X-ray tube 206, known per se to the person skilled in the art, for submitting an X-ray radiation 206a towards an object 207 to be imaged. Radiography system 202 may furthermore comprise an X-ray detector 208, known per se to the person skilled in the art, for detecting an X-ray radiation 206b having passed the object 207. The controller 204 may be remotely arranged from both X-ray tube 206 and X-ray detector 208. In another example, radiography system 202 comprises a user interface 210 for user manual interaction. 
Referring to Figure 1, the radiography image as processed by the method 100 comprises clean raw image data. In a specific example, radiography system 202 is arranged for performing a step 101 for generating raw image data and a step 102 for subsequently pre-processing such raw image data, i.e. for correcting detector related artifacts, in order to generate clean raw image data constituting the radiography image. Radiography system 200 may be arranged to perform steps 101 and 102 in either linear or logarithmic data space.
In an example, radiography system 202 is arranged for using a reference anti-scatter grid when performing step 106. Herein, radiography system may employ any type of reference anti-scatter grid. More specifically, such reference anti-scatter grid may have a selectivity in the range of 2 to 12 and/or a contrast improvement ratio in the range of 1.1 to 4.4. These quantities are usually denoted by Σ and K, respectively, and are for example defined in IEC standard 60627. 
In another example, radiography system 202 is arranged for performing step 106 using calibration data acquired upfront with the reference anti-scatter device. Referring to Figure 4, results of an experimental verification of such calibration data are displayed for an example in which the reference anti-scatter device is a reference anti-scatter grid having selectivity 5.6 and contrast improvement ratio 3.4. 
In a specific example, radiography system 202 is arranged for performing a step 106a for specifying a quality of the reference anti-scatter device by user manual interaction. For example, the radiography system 202 may enable the user, via user the interface 210, to select as reference anti-scatter device for example a reference anti-scatter grid, and to subsequently select a value for the selectivity and/or the contrast improvement ratio associated with such reference anti-scatter grid. 
In another specific example step, radiography system 202 is arranged for performing, as part of step 104, a step 104a for retrieving from a database representative scatter kernels in relation to respective local properties of the radiography image and for subsequently superpositioning said scatter kernels for estimating the scatter signal. In a further example, radiography system 202 is arranged for is arranged for performing the step 104a such that the respective local properties of the radiography image comprise a respective local signal of the radiography image and a respective local spatial gradient of said respective local signal. In another example, radiography system 202 is arranged for performing the step 104a using such scatter kernels that are generated upfront, i.e. prior to execution of the method 100, using Monte Carlo simulation. 
In a further example, radiography system 202 is arranged for performing step 106 at a resolution lower than the resolution of the radiography image. Alternatively, radiography system 202 is arranged for performing step 106 at full resolution. In a further specific example, radiography system 202 is arranged for performing a step 108 of increasing the resolution of the estimated scatter signal to a level equal to the resolution of the image. 
In another example, radiography system 202 is arranged for performing a step 103 of specifying via segmentation an anatomical area for which contrast enhancement is particularly desired. Radiography system 202 may perform step 103 may be initiated manually, for example via user interface 201, or automatically.
Optionally, radiography system 202 is arranged for performing a step 112 for displaying a corrected radiography image i.e. the radiography image obtainable by the various embodiment of the radiography system.
Referring to Figure 3, in another example radiography system 202 is arranged for performing, as part of the step 110, a step 110a for subtracting the estimated scatter signal from the radiography image. For example, if the scatter signal is zero, step 110a and hence step 110 will not yield any change to the radiography image. In this specific example radiography system 202 is preferably arranged to perform the subtraction in the linear data space. In case the radiography image is available in the logarithmic data space, radiography system 202 is to perform a transformation to the linear data space prior to subtraction, and after such subtraction, radiography system 202 is to perform a transformation back to the logarithmic data space.
Referring to Figure 4, in another specific example radiography system 202 is arranged for performing, as part of the 110, a step 110b for generating the scatter signal fraction via division of the scatter signal by the radiography image. In this specific example radiography system 202 is furthermore arranged, as part of the step 110, for performing a step 110c for subtracting the scatter signal fraction from 100% (or 1). Radiography system 202 in this specific example is furthermore arranged for performing, as part of the step 110, a step 110d for multiplying the radiography image with the outcome of step 110c. For example, if the scatter signal fraction is zero, the step 110 will not yield any change to the radiography image. In this specific example radiography system 202 is preferably arranged to perform the multiplication in the linear data space. In case the radiography image is available in the logarithmic data space, radiography system 202 is to perform a transformation to the linear data space prior to multiplication, and after such multiplication, radiography system 202 is to perform a transformation back to the logarithmic data space.
Figure 5 displays an experimental verification of calibration data, which calibration data in a particular example of radiography system 202 may be employed for performing step 106. More specifically Figure 5 displays the contrast improvement factor (CIF) as a function of tube voltage for several water heights. Filled symbols as denoted by "Grid" relate to measurements with the reference anti-scatter grid being physically installed; empty symbols as denoted by "Method" relate to measurements with an embodiment of radiography system 202 performing method 100. In this specific example, the reference anti-scatter has selectivity 5.6 and contrast improvement ratio 3.4, both in method 100 and in the measurement with the reference anti-scatter grid being physically installed. For the determination of CIF, an X-ray image is generated of a contrast step generated by an aluminum disc on top of water. Two regions of interest (region of interest hereinafter referred to as ROI) are defined in such image. ROI1, having mean pixel value level1, is outside the attenuated area of the aluminum disc. ROI2, having mean pixel value level2, is inside said area. Contrast C follows from C = (level1 - level2)/level1. For measurements with the reference anti-scatter grid installed, CIF is denoted as CIFGrid which is defined as CGrid/C0 wherein C0 denotes the reference contrast obtained without using either the reference anti-scatter grid or the embodiment of radiography system 202 performing the method 100. Likewise, for measurements employing the embodiment of radiography system 202 performing method 100, CIF is denoted as CIFMethod which is defined as CMethod/C0. Apparently, for all tube voltages and water heights considered, calibration data are remarkably accurate. 
Figure 6 displays experimental verification of the method 100 using a thorax phantom and more specifically the multipurpose chest phantom "Lungman" by Kyoto Kagagu, Kyoto, Japan. Again measurements were performed with the reference anti-scatter grid being physically installed, as well as measurements employing an embodiment of radiography system 202 performing method 100. Such measurements again are referred to via "Grid" and "Method", respectively. In this particular example, the reference anti-scatter grid has selectivity 5.6 and contrast improvement ratio 3.4. Chest plates were used to mimic patients of different sizes. Aluminum discs, for the purpose of generating a contrast step as explained in relation to Figure 4, were positioned in the lung, retrocardial and abdominal areas. Aforementioned areas are separately experimentally assessed, see Figure 6. The agreement between the CIF levels, as obtained with the embodiment of radiography system 202 performing method 100 on the one hand, and by physically employing the reference anti-scatter grid on the other hand, is remarkably strong. 
While the invention has been illustrated and described in detail in the drawings and foregoing description, such illustration and description are to be considered illustrative or exemplary and not restrictive; the invention is not limited to the disclosed embodiments. Other variations to the disclosed embodiments can be understood and effected by those skilled in the art and practicing the claimed invention, from a study of the drawings, the disclosure, and the appended claims. In the claims, the word "comprising" does not exclude other elements or steps, and the indefinite article "a" or "an" does not exclude a plurality. A single processor or controller or other unit may fulfill the functions of several items recited in the claims. The mere fact that certain measures are recited in mutually different dependent claims does not indicate that a combination of these measures cannot be used to advantage. Any reference signs in the claims should not be construed as limiting the scope.
1.    A method (100) for processing a radiography image derived from an X-ray radiation passing through an object, comprising:  
a step (104) for estimating, based on the radiography image, a scatter signal present in said radiography image;
-    a step (106) for calculating, based on the estimated scatter signal, a scatter removal signal indicative of a scattered radiation removable from the X-ray radiation passing through the object by a reference anti-scatter device; and
-    a step (110) for correcting the radiography image based on the scatter removal signal.
2.    Radiography system (202) for performing the method (100) according to claim 1.
3.    Radiography system according to claim 2, wherein radiography system (202) is arranged for performing the step (106) using a reference anti-scatter grid.
4    Radiography system according to claims 2 or 3 wherein radiography system (202) is arranged for performing the step (106) using calibration data acquired upfront with the reference anti-scatter device. 
5.    Radiography system according to claims 2, 3 or 4, wherein radiography system (202) is arranged for performing a step (106a), as part of the step (106), for specifying a quality of the reference anti-scatter device by user manual interaction. 
6    Radiography system according to any-one of claims 2 to 5, wherein radiography system (202) is arranged for performing a step (104a), as part of the step (104), for  retrieving from a database representative scatter kernels in relation to respective local properties of the radiography image and subsequently superpositioning said scatter kernels for estimating the scatter signal. 
7.    Radiography system according to claim 6, wherein radiography system (202) is arranged for performing the step 104a such that the respective local properties of the radiography image comprise a respective local signal of the radiography image and a respective local spatial gradient of said respective local signal.
8.    Radiography system according to claims 6 or 7, wherein radiography system (202) is arranged for performing the step 104a using scatter kernels are generated upfront by Monte Carlo simulation.
9.    Radiography system according to any-one of claims 2 to 8, wherein radiography system (202) is arranged for performing the step (104) at a resolution lower than a resolution of the radiography image.
10.    Radiography system according to claim 9, wherein radiography system (202) is arranged for performing a step (108) for increasing the resolution of the estimated scatter signal to a level equal to the resolution of the radiography image.
11.    Radiography system according to claim any-one of the claims 2 to 10,  wherein radiography system (202) is arranged for performing a step (103) for specifying via segmentation an anatomical area for which contrast enhancement is particularly desired. 
12.    Radiography system according to any-one of the claims 2 to 11, wherein radiography system (202) is arranged for performing a step (110a), as part of the step (110), for subtracting the estimated scatter signal from the radiography image.
13.    Radiography system according to any-one of the claims 2 to 11, wherein radiography system (202) is arranged for performing a step (110d), as part of the step (110d), for multiplying the radiography image with a scatter signal fraction incorporating the estimated scatter signal.
14.    Computer program, stored on a computer readable medium, arranged for performing the method according to claim 1 when run on a computer.
１． Abstract
A method (100) for processing a radiography image derived from an X-ray radiation passing through an object, and a radiography system (202) for performing such method. The method (100) comprises a step (104) of estimating, based on the radiography image, a scatter signal present in said radiography image; a step (106) of calculating, based on the estimated scatter signal, a scatter removal signal indicative of a scattered radiation removable from the X-ray radiation passing through the object by a reference anti-scatter device; and a step (110) of correcting the radiography image based on the scatter removal signal.
２．Representative Drawing
Ｆｉｇ3
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