RU2789105C2

RU2789105C2 - Method for autocalibration of device for generation of images of digital tomography reconstruction of breast

Info

Publication number: RU2789105C2
Application number: RU2021108170A
Authority: RU
Inventors: Микко ЛИЛЬЯ; Юхаматти МАЛМ; Тарек МОХСЕН
Original assignee: Планмед Ой
Priority date: 2018-09-14
Filing date: 2019-09-16
Publication date: 2023-01-30

Abstract

FIELD: medical equipment.

SUBSTANCE: invention is used for calibration used, in particular, in digital breast tomography reconstruction (hereinafter – DBT) with a limited angle. A set of exposed projection X-ray images is obtained; an initial assessment of projection geometry corresponding to each of exposed projection X-ray images is formed; intermediate DBT reconstruction is calculated; a set of parameters of hard conversion is established, applied to the initial assessment of projection geometry for each exposed projection X-ray image and corresponding to a calibration result; and final DBT reconstruction is calculated using the set of exposed projection X-ray images and the final calibrated assessment of projection geometry.

EFFECT: provision of a possibility of increasing the quality of the resulting image.

29 cl, 5 dwg

Description

Область техникиTechnical field

Настоящее изобретение относится к способу автокалибровки проекционной геометрии и к способу компенсации движений пациента в области цифровой томографической реконструкции груди с ограниченным углом.The present invention relates to a method for self-calibrating projection geometry and a method for compensating for patient movements in a limited-angle digital tomographic breast reconstruction.

Предпосылки создания изобретенияPrerequisites for the creation of the invention

Приведенное ниже описание относится к рентгеновской цифровой томографической реконструкции груди, при которой множество рентгеновских проекционных изображений, полученных в ограниченном диапазоне томографических углов, используют для реконструкции изображений поперечного сечения анатомических структур пациента. Длительность формирования проекционного рентгеновского изображения при томографии с ограниченным углом составляет, как правило, порядка десяти секунд, поскольку рентгеновская трубка (источник рентгеновского излучения) и датчик (детектор рентгеновского излучения) физически перемещаются по заданной пространственной траектории, которая соответствует ограниченному углу формирования изображения.The following description relates to X-ray digital tomographic breast reconstruction, in which a plurality of X-ray projection images obtained in a limited range of tomographic angles are used to reconstruct cross-sectional images of the patient's anatomical structures. The duration of projection x-ray imaging in limited angle tomography is typically on the order of ten seconds, since the x-ray tube (x-ray source) and sensor (x-ray detector) physically move along a predetermined spatial trajectory that corresponds to a limited imaging angle.

Чтобы получить резкое и корректно отображающее анатомию реконструированное изображение, траектория формирования изображения должна быть известна с достаточной степенью точности, а исследуемый объект должен оставаться в достаточной степени неподвижным, поскольку измерения, выполняемые для проекционного изображения, рассматриваются как совместно регистрируемые интегрированные виды неподвижного объекта. Это позволяет получить набор геометрически согласованных измерений, который может использоваться для реконструкции распределения затухания, которое является представлением исследуемой анатомической структуры. Если эти допущения не выполняются, достоверность реконструированного изображения снижается вследствие того, что измеренные проекции становятся несогласованными друг с другом.In order to obtain a sharp and anatomy-correct reconstructed image, the imaging trajectory must be known with a sufficient degree of accuracy, and the object of interest must remain sufficiently still, since measurements made on the projection image are considered as jointly recorded integrated views of the stationary object. This provides a set of geometrically consistent measurements that can be used to reconstruct the attenuation distribution, which is a representation of the anatomical structure under study. If these assumptions are not met, the reliability of the reconstructed image is reduced due to the fact that the measured projections become inconsistent with each other.

Точность окончательного изображения зависит, как правило, от того, насколько допущения, принятые в процессе реконструкции, соответствуют реальной физической процедуре формирования изображения. Предполагаемые пространственные позиции рентгеновского источника и детектора, соответствующие каждому полученному рентгеновскому изображению, влияют на вычисление траекторий лучей в процессе реконструкции. Вследствие неизбежных допусков при изготовлении и эксплуатации, возможных деформаций устройства формирования изображений или опирания пациента об устройство формирования изображений, реальные углы поворота и позиции будут отличаться от идеальных значений, соответствующих расчетной траектории формирования изображения. При этом систематическое отклонение может быть компенсировано при помощи различных способов калибровки, повторяемых через заданные промежутки времени или заданное количество рабочих циклов.The accuracy of the final image generally depends on how well the assumptions made during the reconstruction match the actual physical imaging procedure. The assumed spatial positions of the x-ray source and detector corresponding to each acquired x-ray image affect the calculation of the ray paths during the reconstruction process. Due to inevitable manufacturing and operating tolerances, possible deformations of the imaging device, or patient leaning against the imaging device, actual rotation angles and positions will differ from the ideal values corresponding to the calculated imaging path. In this case, the systematic deviation can be compensated using various calibration methods repeated at specified intervals or a specified number of operating cycles.

В общем случае самой значительной причиной геометрических погрешностей является возможное движение пациента во время формирования проекционного рентгеновского изображения. В случае цифровой томографической реконструкции груди, это влияние несколько меньше из-за того, что исследуемая анатомическая структура (грудь) во время формирования изображений является физически сдавленной. Тем не менее, если исследуемый объект сдвинется во время формирования проекционного рентгеновского изображения, реальные траектории измерительных лучей станут несогласованными друг с другом. Несмотря на то, что требование сохранять неподвижность всем известно, и пациенты проходят соответствующий инструктаж, пациент, как правило, не может оставаться полностью неподвижным во время получения рентгеновских проекций. Пациент, например, может вздрогнуть от неожиданного движения устройства формирования изображений или от производимых им звуков.In general, the most significant cause of geometric errors is the possible movement of the patient during the formation of the projection x-ray image. In the case of digital tomographic breast reconstruction, this effect is somewhat less due to the fact that the anatomical structure (breast) under study is physically compressed during imaging. However, if the object under examination moves during the formation of the projection X-ray image, the actual paths of the measuring beams will become inconsistent with each other. Despite the fact that the requirement to remain still is known to all, and patients are instructed accordingly, the patient, as a rule, cannot remain completely still while receiving x-ray projections. The patient, for example, may startle at the sudden movement of the imaging device or at the sounds it produces.

Описанные выше погрешности присутствуют, до некоторой степени, во всех выполняемых на практике измерениях. При самом худшем сценарии результирующая геометрическая несогласованность регистрируемых проекционных изображений может быть настолько высокой, что потребуется повторное сканирование после оценки рентгенологом качества реконструированного изображения. Это является нежелательным, так как дозы радиации, связанные с рентгенографией, необходимо удерживать на минимально возможном уровне.The errors described above are present, to some extent, in all measurements performed in practice. In the worst case scenario, the resulting geometric inconsistency in the recorded projection images can be so high that a rescan is required after the radiologist evaluates the quality of the reconstructed image. This is undesirable because the radiation doses associated with radiography need to be kept as low as possible.

Маммография это способ рентгенографии, широко используемый при обследованиях на рак груди. При массовых обследованиях маммография показала способность достигать чувствительности в 90-93% и специфичности в 90-97%. Согласно оценкам, маммография позволяет снизить смертность от рака груди на 35% среди женщин старше 50 и на 25-35% среди женщин в возрасте от 40 до 50 лет.Mammography is an X-ray method widely used in breast cancer screening. In mass examinations, mammography has shown the ability to achieve a sensitivity of 90-93% and a specificity of 90-97%. Mammography is estimated to reduce breast cancer mortality by 35% in women over 50 and by 25-35% in women aged 40 to 50.

Маммографические изображения изучают на предмет различных аномалий в груди, таких как кальцификации, то есть микроотложения кальция в ткани. Кальцификации обычно не могут быть обнаружены пальпацией, однако видны на рентгеновских снимках. Скопления кальциевых микроотложений, так называемая микрокальцификация, является признаком повышенной активности клеток груди, которая может быть связана с раком груди.Mammographic images are examined for various abnormalities in the breast, such as calcifications, that is, microdeposits of calcium in the tissue. Calcifications usually cannot be detected by palpation, but are visible on x-rays. The accumulation of calcium micro-calcifications, the so-called microcalcification, is a sign of increased activity of breast cells, which may be associated with breast cancer.

В традиционной маммографии исследуемую молочную железу, как правило, зажимают между двумя компрессионными пластинами и облучают как минимум дважды, сверху и под углом. Если необходимо, формируют третье изображение сбоку. Однако в результирующих двумерных рентгенограммах сильно поглощающие ткани могут скрывать другие структуры, лежащие на той же линии визирования между рентгеновским источником и детектором. Из-за этого при маммографических исследованиях стали применять также методы трехмерной томографии, которые подразумевают получение рентгенографических изображений под несколькими углами.In traditional mammography, the breast to be examined is usually clamped between two compression plates and irradiated at least twice, from above and at an angle. If necessary, a third image is formed from the side. However, in the resulting 2D radiographs, highly absorbing tissues may obscure other structures lying on the same line of sight between the X-ray source and the detector. Because of this, mammography studies have also begun to use 3D tomography methods, which involve obtaining x-ray images from several angles.

Маммография может проводиться с использованием процедуры трехмерной томографической реконструкции, при которой получают несколько двумерных рентгенографических проекционных изображений груди под различными углами проецирования, например, в диапазоне±15 градусов от вертикальной оси, и на основе которых при помощи известных алгоритмов может быть реконструировано томографическое изображение. Выполнение реконструкции требует наличия достаточно точного представления трехмерной проекционной геометрии, описывающей относительное местоположение рентгеновского источника, детектора и сетки изображения, используемых для реконструкции.Mammography can be performed using a 3D tomographic reconstruction procedure, in which several 2D radiographic projection images of the breast are obtained at different projection angles, for example, in the range of ± 15 degrees from the vertical axis, and on the basis of which the tomographic image can be reconstructed using known algorithms. Performing reconstruction requires a sufficiently accurate representation of the 3D projection geometry describing the relative location of the X-ray source, detector, and image grid used for reconstruction.

Как сказано выше, на основе набора двумерных рентгенографических проекционных изображений при помощи соответствующих алгоритмов может быть реконструировано трехмерное изображение. Такой метод формирования изображений как правило называют цифровой томографической реконструкцией груди (digital breast tomosynthesis, DBT), и в нем используют ограниченный угол томографии и сравнительное небольшое число рентгеновских проекционных изображений, но при этом, с другой стороны, необходимо высокое пространственное разрешение двумерного снимка для обнаружения микрокальцификаций.As mentioned above, based on a set of 2D radiographic projection images, a 3D image can be reconstructed using appropriate algorithms. This imaging technique is commonly referred to as digital breast tomosynthesis (DBT) and uses a limited tomography angle and a comparatively small number of x-ray projection images, but on the other hand requires a high spatial resolution of the 2D image to detect microcalcifications.

Типовой современный цифровой маммограф включает несущую стойку и Сообразный держатель или аналогичный элемент, который может поворачиваться относительно стойки. В С-образном держателе размещены рентгеновский источник с одной стороны и детектор излучения - на противоположной стороне. Визуализируемую грудь помещают, как правило, вблизи детектора и зажимают между пластинами на время, необходимое для облучения рентгеном. Рентгеновский источник, как правило, имеет относительно большую массу, что усложняет механическую конструкцию маммографов. Относительно большая масса делает более выгодной стратегию получения рентгеновских проекционных изображений, при которой С-образный держатель движется непрерывно по своей траектории, поскольку это позволяет как устранить механические вибрации при ускорении и замедлении С-образного держателя, так и избежать недопустимо длительного рентгеновского облучения. Однако такой подход требует короткого времени выдержки для отдельных рентгеновских снимков, менее порядка 50 мс, чтобы изображения не были смазаны из-за перемещения, а это, в свою очередь, требует применения достаточно мощных рентгеновских источников, что увеличивает массу и сложность механического конструирования.A typical modern digital mammograph includes a carrier stand and a compatible holder or similar element that can be rotated relative to the stand. The C-shaped holder contains an X-ray source on one side and a radiation detector on the opposite side. The chest to be imaged is placed, as a rule, near the detector and clamped between the plates for the time required for X-ray exposure. The X-ray source, as a rule, has a relatively large mass, which complicates the mechanical design of mammographs. The relatively large mass makes an X-ray projection imaging strategy more advantageous, in which the C-shaped holder moves continuously along its path, since this allows both to eliminate mechanical vibrations when accelerating and decelerating the C-shaped holder, and to avoid unacceptably long X-ray exposure. However, this approach requires a short exposure time for individual X-ray images, less than about 50 ms, so that the images are not smeared due to movement, and this, in turn, requires the use of sufficiently powerful X-ray sources, which increases the mass and complexity of the mechanical design.

При формировании изображений DBT, на которых размеры исследуемых структур крайне малы, необходимо иметь очень точное представление трехмерной геометрии системы формирования изображений, которая описывает местоположения рентгеновского источника и рентгеновского детектора относительно сетки изображения, используемой для томографической реконструкции. В частности, пространственное разрешение реконструированного изображения сильно зависит от согласованности и точности геометрии формирования изображений, используемой в качестве входных данных алгоритма реконструкции. Это требует либо высокоточной механики, способной в точности воспроизводить расчетную траекторию формирования изображения, либо метода калибровки, который позволяет регулярно (предпочтительно, для каждого отдельного снимка) измерять или вычислять фактическую форму траекторий рентгеновского источника и детектора относительно регистрируемой зоны визуализации. В отличие от устройств конусно-лучевой компьютерной томографии (СВСТ), в которых, как правило, процедуры калибровки геометрии проводят лишь время от времени, меньшая стоимость DBT-томографов накладывает дополнительные ограничения на возможную механическую точность подвижных деталей, что делает более предпочтительными решения, основанные на непрерывном измерении или вычислении фактической геометрии формирования изображения, вместо того, чтобы полагаться на проведенную ранее процедуру калибровки. Особенный клинический и коммерческий интерес представляют решения, позволяющие модернизировать существующие цифровые маммографы, дополняя их возможностями DBT-томографии без изменения базовой механической конструкции. Это еще более усиливает потребность в возможности контроля геометрии формирования изображения, которую фактически реализует устройство.When imaging DBT, where the structures of interest are extremely small, it is necessary to have a very accurate representation of the 3D geometry of the imaging system that describes the locations of the x-ray source and x-ray detector relative to the image grid used for tomographic reconstruction. In particular, the spatial resolution of the reconstructed image is highly dependent on the consistency and accuracy of the imaging geometry used as input to the reconstruction algorithm. This requires either high-precision mechanics capable of accurately reproducing the calculated imaging trajectory, or a calibration method that allows regularly (preferably for each individual image) to measure or calculate the actual shape of the trajectories of the x-ray source and detector relative to the registered imaging area. Unlike Cone Beam Computed Tomography (CBCT) devices, in which, as a rule, geometry calibration procedures are performed only occasionally, the lower cost of DBT scanners imposes additional restrictions on the possible mechanical accuracy of moving parts, which makes solutions based on on a continuous measurement or calculation of the actual imaging geometry, instead of relying on a previous calibration procedure. Of particular clinical and commercial interest are solutions that allow existing digital mammographers to be upgraded with DBT capabilities without changing the underlying mechanical design. This further reinforces the need for the ability to control the imaging geometry that the device actually implements.

Для решения проблемы, связанной с неточностью геометрии, были разработаны различные вычислительные подходы. В литературе описаны подходы, в которых виртуальное перемещение рентгеновского источника и рентгеновского детектора посредством жесткого геометрического преобразования в неподвижной системе координат применяется для моделирования и компенсации жесткого перемещения во время формирования проекционного изображения. В современных подходах, предложенных для медицинской томографии, подобные геометрические преобразования оптимизируют, максимизируя резкость результирующей реконструкции. Как правило, такую процедуру коррекции выполняют итеративно.Various computational approaches have been developed to solve the geometry inaccuracy problem. The literature describes approaches in which the virtual movement of the x-ray source and x-ray detector through a rigid geometric transformation in a fixed coordinate system is used to simulate and compensate for the rigid movement during projection imaging. In modern approaches proposed for medical tomography, such geometric transformations are optimized, maximizing the sharpness of the resulting reconstruction. Typically, such a correction procedure is performed iteratively.

В случае DBT томографии применение неподвижной системы координат для моделирования и компенсации геометрических погрешностей или движений пациента не является идеальным решением, поскольку собственные геометрические степени свободы в такой системе координат не разделены. Специфика DBT-томографов заключается в том, что рентгеновские лучи расходятся, образуя пирамидальный конус. Следовательно, сдвиг вдоль центрального луча (isoray), соединяющего рентгеновский источник и центр рентгеновского детектора, повлияет лишь на коэффициент увеличения, тогда как сдвиг в плоскости, параллельной пиксельной матрице рентгеновского детектора, даст максимальный сдвиг визуализируемого объекта в его проекционном изображении. Кроме того, предотвращение результирующего преобразования (net transformation), возникающего в результате применения геометрической коррекции, существующими средствами жесткого совмещения результирующей скорректированной DBT-реконструкции и не скорректированной DBT-реконструкции вычислительно очень затратно, в особенности если его повторяют многократно в процессе геометрической коррекции.In the case of DBT tomography, the use of a fixed coordinate system to model and compensate for geometric errors or patient movements is not an ideal solution, since the natural geometric degrees of freedom in such a coordinate system are not separated. The specificity of DBT tomographs is that the x-rays diverge, forming a pyramidal cone. Therefore, a shift along the central beam (isoray) connecting the X-ray source and the center of the X-ray detector will only affect the magnification factor, while a shift in a plane parallel to the pixel matrix of the X-ray detector will give the maximum shift of the rendered object in its projection image. In addition, it is computationally very expensive to prevent the net transformation resulting from the application of geometric correction by existing means of hard matching the resulting corrected DBT reconstruction and the uncorrected DBT reconstruction, especially if it is repeated many times during the geometric correction process.

Для удовлетворения высоких требований к точности геометрии DBT-томографии были предложены специальные подходы. Одним из них является введение в достаточной степени рентгено-непроницаемых или рентгено-проницаемых реперных объектов в область визуализации DBT-томографа. На основе позиции реперных объектов в проекционных рентгеновских изображениях можно восстановить фактическую геометрию рентгеновского проецирования и ввести эту информацию в процедуру реконструкции изображения DBT. Однако стоимость изготовления подобных прецизионных реперных меток является значительной, требования их видимости в проекционных рентгеновских изображениях ограничивает возможную область визуализации, а результирующее геометрическое представление не позволяет учесть движений пациента относительно томографа и реперных меток, например, из-за дискомфорта, дыхания или сердцебиения, которые могут иметь место, даже несмотря на то, что грудь пациента остается зажатой и по существу неподвижной во время формирования проекционного рентгеновского изображения.Special approaches have been proposed to meet the high accuracy requirements for DBT geometry. One of these is the introduction of sufficiently radio-opaque or radio-opaque reference objects into the imaging area of the DBT scanner. Based on the position of fiducial objects in X-ray projection images, the actual X-ray projection geometry can be reconstructed and this information entered into the DBT image reconstruction procedure. However, the cost of manufacturing such precision fiducial marks is significant, the requirement for their visibility in projection X-ray images limits the possible imaging area, and the resulting geometric representation does not take into account patient movements relative to the tomograph and fiducial marks, for example, due to discomfort, breathing or heartbeat, which can occur even though the patient's chest remains pinched and substantially immobile during projection x-ray imaging.

Краткое описание изобретенияBrief description of the invention

В одном из вариантов осуществления предложенной процедуры получения уточненной оценки фактической геометрии формирования изображения, соответствующей измеренным проекционным рентгеновским изображениям, применяют управляемый данными алгоритм, в котором используют внутреннюю вращающуюся систему координат, привязанную к пространственным позициям и ориентации рентгеновского источника и рентгеновского детектора. Результирующее преобразование в неподвижной опорной системе координат предотвращают путем вычисления этого результирующего преобразования и его вычитания непосредственно из оцененных параметров корректирующего геометрического преобразования. В результате, на основе содержимого проекционных рентгеновских изображений ретроспективно оценивают и уточняют позицию систем рентгеновского источника и рентгеновского детектора относительно пациента, или наоборот. Цель процедуры коррекции - повысить качество результирующего изображения путем повышения геометрической согласованности регистрируемых рентгеновских изображений и, в свою очередь, лучше удовлетворить требования к качеству реконструированных изображений. Внутренняя система координат позволяет задать применяемые геометрические степени свободы в соответствии с их относительной важностью как для процедуры коррекции, так и для качества результирующего изображения.In one embodiment of the proposed procedure for obtaining a refined estimate of the actual imaging geometry corresponding to the measured projection x-ray images, a data-driven algorithm is used that uses an internal rotating coordinate system tied to the spatial positions and orientation of the x-ray source and x-ray detector. The resulting transformation in the fixed reference frame is prevented by calculating this resulting transformation and subtracting it directly from the estimated corrective geometric transformation parameters. As a result, based on the contents of the projection x-ray images, the position of the x-ray source and x-ray detector systems relative to the patient is retrospectively estimated and refined, or vice versa. The purpose of the correction procedure is to improve the quality of the resulting image by increasing the geometric consistency of the recorded x-ray images and, in turn, to better meet the quality requirements of the reconstructed images. The internal coordinate system allows you to set the applied geometric degrees of freedom in accordance with their relative importance both for the correction procedure and for the quality of the resulting image.

Предложенная процедура может принимать на вход данные, которые обычно требуются для реконструкции изображений: набор проекционных рентгеновских изображений и оценку проекционной геометрии, соответствующую пространственным позициям рентгеновского источника и рентгеновского детектора во время получения проекционных рентгеновских изображений. Аналогично соответствующим методам, сначала вычисляют промежуточную реконструкцию с использованием приближенной проекционной геометрии. Затем устанавливают корректирующее геометрическое преобразование, которое повышает степень геометрического соответствия (согласованности) каждого рассматриваемого проекционного рентгеновского изображения с остальными проекционными рентгеновскими изображениями, с использованием преобразования, соответствующего виртуальному перемещению рентгеновского источника и рентгеновского детектора во время получения изображения. В частности, для определения корректирующего геометрического преобразования применяют вращающуюся координатную систему для каждого проекционного изображения. Процедура коррекции, включающая вычисление промежуточной реконструкции с использованием текущей оценки проекционной геометрии и последующую оптимизацию корректирующих преобразований, может итеративно повторяться заданное число раз. После установления корректирующих геометрических преобразований вычисляют финальную DBT-реконструкцию с использованием проекционных рентгеновских изображений и финальной оценки проекционной геометрии, соответствующего корректирующим преобразованиям.The proposed procedure can take as input data that is usually required for image reconstruction: a set of projection x-ray images and an estimate of the projection geometry corresponding to the spatial positions of the x-ray source and x-ray detector during the acquisition of projection x-ray images. Similar to the respective methods, an intermediate reconstruction is first computed using an approximate projection geometry. Then a corrective geometric transformation is set, which increases the degree of geometric correspondence (consistency) of each considered projection x-ray image with the rest of the projection x-ray images, using a transformation corresponding to the virtual movement of the x-ray source and x-ray detector during image acquisition. In particular, a rotating coordinate system is applied to each projection image to determine the corrective geometric transformation. The correction procedure, which includes calculating an intermediate reconstruction using the current estimate of the projection geometry and then optimizing the corrective transformations, can be iteratively repeated a given number of times. After establishing the corrective geometric transformations, the final DBT reconstruction is calculated using the projection x-ray images and the final estimate of the projection geometry corresponding to the corrective transformations.

В еще одном из вариантов целью изобретения и предпочтительных вариантов его осуществления является обеспечение возможности выполнения трехмерной томографической реконструкции на основе индивидуальных двумерных проекционных рентгеновских изображений, формируемых цифровым маммографом, при помощи ретроспективного определения фактически воспроизведенной геометрии формирования изображений для каждого проекционного изображения в связке с процедурой реконструкции изображения. Настоящее изобретение позволяет получать точное представление геометрии формирования изображений без применения калибровочных процедур с реперными метками, а также позволяет использовать существующие цифровые маммографы, механическая точность которых ограничена их исходным предназначением для получения двумерных маммограмм, и которые не способны точно воспроизводить заданную траекторию рентгеновского облучения или точно измерять позиции рентгеновского источника и рентгеновского детектора. Таким образом, предпочтительные варианты осуществления настоящего изобретения включают обновление программного обеспечения существующих цифровых маммографов для их применения также для формирования изображений трехмерной томографической реконструкции.In yet another embodiment, it is an object of the invention and preferred embodiments to enable 3D tomographic reconstruction based on individual 2D digital mammography projection x-ray images by retrospectively determining the actually reproduced imaging geometry for each projection image in conjunction with an image reconstruction procedure. . The present invention allows an accurate representation of the imaging geometry without the use of fiducial calibration procedures, and also allows the use of existing digital mammographs whose mechanical accuracy is limited by their original purpose for obtaining two-dimensional mammograms, and which are not able to accurately reproduce a given X-ray trajectory or accurately measure positions of the x-ray source and x-ray detector. Thus, preferred embodiments of the present invention include updating the software of existing digital mammographs to also use them for imaging 3D tomographic reconstruction.

В настоящем изобретении перед процедурой реконструкции финального DBT-изображения применяют процедуру автокалибровки. В этой процедуре калибровки применяют управляемый данными алгоритм оценки движения для обеспечения геометрической согласованности между полученными проекционными рентгеновскими изображениями, начиная с начальной оценки проекционной геометрии, которая отражает приблизительную геометрическую форму траектории рентгеновского экспонирования. По сути, на основе данных проекционных рентгеновских изображений, ретроспективно оценивают позиции рентгеновского источника и рентгеновского детектора относительно пациента и реконструированного изображения. Хотя предполагается, что при формировании DBT-изображений основным источником геометрических погрешностей и несогласованности между проекционными рентгеновскими изображениями является точность воспроизведения траектории рентгеновского экспонирования, предложенный подход позволяет также корректировать любые движения пациента, которые могут иметь место, даже несмотря на то, что исследуемая грудь обычно зажата при формировании изображения. Учитывая высокие требования к точности, являющиеся следствием малых физических размеров регистрируемых структур, это является безусловным преимуществом по сравнению с подходами, в которых применяют калибровку на основе реперных меток, которые регистрируют только позицию рентгеновского источника относительно рентгеновского детектора, но не позицию пациента.In the present invention, an auto-calibration procedure is applied before the final DBT image reconstruction procedure. This calibration procedure uses a data-driven motion estimation algorithm to ensure geometric consistency between acquired X-ray projection images, starting with an initial projection geometry estimate that reflects the approximate geometric shape of the X-ray exposure path. As such, based on the projection x-ray image data, the positions of the x-ray source and x-ray detector relative to the patient and the reconstructed image are retrospectively estimated. Although it is assumed that the main source of geometric errors and inconsistencies between projection X-ray images is the accuracy of X-ray exposure trajectory reproduction in DBT imaging, the proposed approach also allows you to correct for any patient movements that may occur, even though the chest under examination is usually clamped. when forming an image. Given the high accuracy requirements resulting from the small physical dimensions of the detected structures, this is an absolute advantage compared to approaches that use fiducial-based calibration, which registers only the position of the X-ray source relative to the X-ray detector, but not the position of the patient.

Предложенная процедура автокалибровки включает измерение набора маммографических проекционных рентгеновских изображений, передачу изображений в рабочую станцию реконструкции, формирование начальной оценки проекционной геометрии, соответствующей каждому из проекционных рентгеновских изображений, вычисление промежуточной DBT-реконструкции и итеративное установление набора параметров жесткого преобразования для каждого из проекционных рентгеновских изображений с целью уточнения начальной оценки проекционной геометрии. Применение жесткого преобразования соответствует виртуальному перемещению рентгеновского источника и рентгеновского детектора, что приводит их в соответствии с фактическим наблюдаемым содержимым проекционных рентгеновских изображений. Это реализуют с использованием собственно данных измерений для адаптивного определения геометрии формирования изображений.The proposed auto-calibration procedure includes measuring a set of mammographic X-ray projection images, transmitting the images to a reconstruction workstation, generating an initial estimate of the projection geometry corresponding to each of the X-ray projection images, calculating an intermediate DBT reconstruction, and iteratively establishing a set of hard transformation parameters for each of the projection X-ray images with the purpose of refining the initial estimate of the projection geometry. Applying a hard transform corresponds to the virtual movement of the x-ray source and x-ray detector, which brings them in line with the actual observed content of the x-ray projection images. This is implemented using the measurement data itself to adaptively determine the imaging geometry.

Предложенную процедуру автокалибровки предпочтительно выполняют итеративно, так, что перед каждой итерацией реконструируют промежуточное DBT-изображение. Затем для каждого из измеренных проекционных рентгеновских изображений вычисляют изображение реконструированной цифровым путем рентгенограммы (digitally reconstructed radiograph, DRR) на основе DBT-реконструкции, соответствующей каждому вычисленному набору параметров жесткого преобразования. Пригодность параметров преобразования, т.е. пригодность кандидата для виртуального перемещения рентгеновского источника и рентгеновского детектора, оценивают при помощи измерения сходства вычисленного DRR-изображения и физически измеренного проекционного рентгеновского изображения. Последующая за этим оптимизация параметров жесткого преобразования основана на нахождении экстремума меры сходства между измеренным проекционным рентгеновским изображением и соответствующим вычисленным проекционным изображением DRR, как функции параметров жесткого преобразования. Процедуру итеративно выполняют необходимое количество раз, при этом параметры жесткого преобразования для каждого проекционного рентгеновского изображения используют в следующей итерации для вычисления обновленной промежуточной DBT-реконструкции, а также в качестве начальной оценки для последующей оптимизации параметров.The proposed auto-calibration procedure is preferably performed iteratively such that an intermediate DBT image is reconstructed before each iteration. Then, for each of the measured projection x-ray images, a digitally reconstructed radiograph (DRR) image is computed based on the DBT reconstruction corresponding to each computed set of hard transform parameters. The suitability of the conversion parameters, i.e. the suitability of a candidate for virtual movement of the x-ray source and x-ray detector is assessed by measuring the similarity between the computed DRR image and the physically measured x-ray projection image. The subsequent optimization of the hard transform parameters is based on finding the extremum of the measure of similarity between the measured x-ray projection image and the corresponding computed DRR projection image as a function of the hard transform parameters. The procedure is iteratively performed as many times as necessary, with the hard transform parameters for each projection x-ray image being used in the next iteration to calculate an updated intermediate DBT reconstruction and also as an initial estimate for subsequent parameter optimization.

Преимущества рассмотренных здесь вариантов осуществления настоящего изобретения включают улучшение соответствия проекционной геометрии, что дает результатом повышение качества изображения в отношении резкости, уровня детализации и контраста. Дополнительное преимущество заключается в потенциальной возможности исключить повторные сканирования из-за связанного с проекционной геометрией снижения качества изображения, благодаря чему может быть снижена доза радиации, получаемая пациентом.Advantages of the embodiments of the present invention discussed herein include improved projection geometry matching resulting in improved image quality in terms of sharpness, level of detail and contrast. An additional advantage is the potential to eliminate rescans due to image quality degradation associated with projection geometry, whereby the radiation dose to the patient can be reduced.

При маммографии предложенная процедура автокалибровки может быть особенно полезной, так как позволяет модернизировать существующие цифровые маммографы, добавляя функцию трехмерной томографической реконструкции. Трехмерная томографическая реконструкция повышает вероятность раннего обнаружения рака груди и повышает доступность маммографов с томографической реконструкцией. Еще одно преимущество заключается в возможности коррекции не только механических погрешностей, но и даже малых перемещений пациента во время формирования проекционного изображения, что невозможно, например, при применении фиксированных наборов калибровочных реперных меток.In mammography, the proposed auto-calibration procedure can be especially useful, as it allows you to upgrade existing digital mammographs by adding a 3D tomographic reconstruction function. 3D tomographic reconstruction increases the likelihood of early detection of breast cancer and increases the availability of mammographs with tomographic reconstruction. Another advantage lies in the possibility of correcting not only mechanical errors, but even small movements of the patient during the formation of a projection image, which is impossible, for example, when using fixed sets of calibration fiducial marks.

Краткое описание чертежейBrief description of the drawings

Приложенные чертежи позволяют получить полное понимание предложенного способа компенсации движений пациента. На чертежах:The attached drawings provide a complete understanding of the proposed method for compensating for patient movements. On the drawings:

На фиг. 1 показан пример типового маммографа.In FIG. 1 shows an example of a typical mammograph.

На фиг. 2 проиллюстрирован принцип формирования изображений томографической реконструкции.In FIG. 2 illustrates the imaging principle of tomographic reconstruction.

На фиг. 3 показана блок-схема алгоритма для одного из вариантов осуществления способа компенсации движений пациента.In FIG. 3 shows a flowchart for one embodiment of a method for compensating for patient movements.

На фиг. 4 показана блок-схема алгоритма с подробным описанием шага 202, показанного на фиг. 3.In FIG. 4 is a flowchart detailing the step 202 shown in FIG. 3.

На фиг. 5 проиллюстрированы неподвижная система координат и вращающаяся система координат, применяемые для формирования изображений томографической реконструкции.In FIG. 5 illustrates a fixed coordinate system and a rotating coordinate system used for imaging a tomographic reconstruction.

Подробное описание изобретенияDetailed description of the invention

Типичное описание проекционной геометрии состоит из позиций фокуса рентгеновского источника и центра рентгеновского детектора в трехмерном пространстве, а также информации, достаточной для однозначного определения ориентации рентгеновского детектора. Такая информация может включать, например, углы поворота в базовой системе координат, который определяет направления вертикальной и горизонтальной осей пиксельной матрицы детектора. Описание проекционной геометрии, как правило, основано на знании физических размеров устройства формирования изображений, а также идеальных траекторий экспонирования, соответствующих заданной программе формирования изображений. При этом, чтобы обеспечить приемлемую точность проекционной геометрии, периодически выполняют процедуру калибровки.A typical description of the projection geometry consists of the positions of the focus of the x-ray source and the center of the x-ray detector in three-dimensional space, as well as information sufficient to unambiguously determine the orientation of the x-ray detector. Such information may include, for example, rotation angles in the base coordinate system, which defines the directions of the vertical and horizontal axes of the detector pixel array. The description of the projection geometry is typically based on the knowledge of the physical dimensions of the imaging device as well as the ideal exposure paths corresponding to a given imaging program. At the same time, in order to ensure acceptable accuracy of the projection geometry, a calibration procedure is periodically performed.

Базовым допущением, используемым в процессе реконструкции, является то, что исследуемые анатомические структуры оставались достаточно неподвижными во время получения проекционных рентгеновских изображений. Это связано с тем, что проекционные рентгеновские изображения должны представлять собой совместно зарегистрированные результаты измерения неподвижного объекта, которые потом могут быть без противоречий скомбинированы для реконструкции структуры объекта. Систематическая погрешность в проекционной геометрии может быть компенсирована периодическими процедурами калибровки, которые устраняют влияние отклонений от предполагаемой идеальной траектории формирования проекционных рентгеновских изображений.The basic assumption used in the reconstruction process is that the anatomical structures under study remained sufficiently immobile during the acquisition of projectional x-ray images. This is due to the fact that the projection x-ray images must be jointly recorded measurements of a stationary object, which can then be combined without contradiction to reconstruct the structure of the object. Systematic error in projection geometry can be compensated for by periodic calibration procedures that eliminate the effect of deviations from the assumed ideal trajectory of projection x-ray imaging.

Более сложная проблема возникает, если пациент двигается во время формирования изображений: такие перемещения носят непредсказуемый и случайный характер. Несмотря на то, что это отчасти предотвращается путем удержания пациента на месте во время формирования изображения, сравнительно большая длительность формирования проекционных рентгеновских изображений при DBT-реконструкции, порядка 10 секунд, делает практически невозможным полностью исключить движения пациента. При этом пожилые пациенты, обычно проходящие маммографические обследования, испытывают особые трудности с сохранением неподвижности во время формирования изображения.A more difficult problem arises if the patient moves during imaging: such movements are unpredictable and random. Although this is partly prevented by holding the patient in place during imaging, the comparatively long duration of projectional X-ray imaging in DBT reconstruction, on the order of 10 seconds, makes it virtually impossible to completely eliminate patient movement. However, elderly patients, usually undergoing mammography examinations, have particular difficulty in maintaining stillness during imaging.

В случае значительного смещения пациента во время получения проекционных рентгеновских изображений, в реконструированном изображении появляются заметные артефакты в виде полос или размытости, которые в худшем случае могут сделать изображение непригодным для медицинских целей. Повторное экспонирование может дать лучший результат, однако пациент получает дополнительную дозу радиации. В предложенном ретроспективном подходе для компенсации негативного влияния нежелательных перемещений пациента сначала вычисляют промежуточную реконструкцию с использованием двумерных проекционных рентгеновских изображений и приближенной геометрии формирования изображений. Промежуточная реконструкция может вычисляться с меньшим разрешением, чем обычно используемое для диагностических реконструкций. Промежуточная реконструкция агрегирует в себе информацию из всех проекционных рентгеновских изображений, при этом внешний вид реконструкции отражает взаимную геометрическую согласованность измеренных двумерных проекционных рентгеновских изображений.In the event of significant patient movement during projection X-ray acquisition, noticeable banding or blurring artifacts appear in the reconstructed image, which in the worst case can render the image unsuitable for medical purposes. Re-exposure may give a better result, but the patient receives an additional dose of radiation. In the proposed retrospective approach, to compensate for the negative impact of unwanted patient movements, an intermediate reconstruction is first computed using 2D projectional x-ray images and approximate imaging geometry. An intermediate reconstruction may be computed at a lower resolution than is commonly used for diagnostic reconstructions. The intermediate reconstruction aggregates information from all projection x-ray images, while the appearance of the reconstruction reflects the mutual geometric consistency of the measured two-dimensional projection x-ray images.

Оптимизация геометрии для каждого проекционного изображения основана на измерении сходства физических проекционных рентгеновских изображений и соответствующих репроецированных данных промежуточной реконструкции, которые образуют восстановленную цифровым путем рентгенограмму (DRR). Это связано с тем, что, когда оценка геометрии формирования изображений является согласованной, реконструированное изображение, которое по определению соответствует результатам измерений, передаваемых проекционными изображениями прямой проекции, должно давать репроекции, в значительной степени сходные с данными измерений. В случае же геометрической рассогласованности, репроекция промежуточной реконструкции будет расходиться с измеренной проекцией. Поскольку в промежуточной реконструкции агрегированы все проекционные изображения, ее репроекция отражает сумму всех проекционных изображений, и сходство измеренного проекционного рентгеновского изображения и проекционных изображений прямой проекции будет максимальным, когда соответствующая геометрия репроекции соответствует средней точной проекционной геометрии промежуточной реконструкции.Geometry optimization for each projection image is based on measuring the similarity of the physical X-ray projection images and the corresponding re-projected intermediate reconstruction data, which form a digitally reconstructed radiograph (DRR). This is because, when the estimation of the imaging geometry is consistent, the reconstructed image, which by definition corresponds to the measurement results conveyed by frontal projection images, should produce projections substantially similar to the measured data. In the case of a geometric mismatch, the reprojection of the intermediate reconstruction will diverge from the measured projection. Since all projection images are aggregated in the intermediate reconstruction, its projection reflects the sum of all projection images, and the similarity of the measured X-ray projection image and the projection images of the direct projection will be maximum when the corresponding projection geometry corresponds to the average exact projection geometry of the intermediate reconstruction.

Как правило, в DBT-томографе рентгеновские лучи расходятся, образуя пирамидальный конус. Сдвиг вдоль центрального луча, соединяющего рентгеновский источник и центр рентгеновского детектора, влияет лишь на коэффициент увеличения, тогда как сдвиг в плоскости рентгеновского детектора дает максимальный сдвиг визуализируемого объекта в его проекционном изображении. По этой причине в предложенном подходе применяют вращающуюся систему координат, которая привязана к физическим позициям и ориентациям рентгеновского источника и рентгеновского детектора во время формирования изображения. А именно, в качестве одной из осей выбирают центральный луч, соединяющий рентгеновский источник с центром пиксельной матрицы рентгеновского детектора, а в качестве двух остальных перпендикулярных осей линии, совпадающие с ортогональной проекцией пиксельной матрицы рентгеновского источника на плоскость, перпендикулярную упомянутому центральному лучу. Путем ограничения геометрических преобразований проекционной геометрии осями этой внутренней системы координат для каждого проекционного изображения, становится возможным разделить геометрические степени свободы, с различной степенью влияющие на геометрическую точность.As a rule, in a DBT scanner, X-rays diverge, forming a pyramidal cone. A shift along the central beam connecting the X-ray source and the center of the X-ray detector affects only the magnification factor, while a shift in the plane of the X-ray detector gives the maximum shift of the rendered object in its projection image. For this reason, the proposed approach uses a rotating coordinate system that is tied to the physical positions and orientations of the x-ray source and x-ray detector during imaging. Namely, one of the axes is chosen as the central beam connecting the X-ray source with the center of the pixel matrix of the X-ray detector, and as the other two perpendicular axes, the lines coinciding with the orthogonal projection of the pixel matrix of the X-ray source onto the plane perpendicular to the said central beam are selected. By limiting the geometric transformations of the projection geometry to the axes of this internal coordinate system for each projection image, it becomes possible to separate the geometric degrees of freedom that affect geometric accuracy to varying degrees.

В результате того, что каждое проекционное рентгеновское изображение подвергают индивидуальному геометрическому преобразованию, возможно, что результирующее среднее преобразование будет давать результирующий эффект для реконструированного изображения. Он выражается, например, в глобальном результирующем сдвиге или повороте реконструированной анатомической структуры по сравнению с нескорректированной анатомией. Такое результирующее преобразование анатомической структуры может негативно влиять на степень применимости реконструированного изображения. Соответственно, предложен также способ компенсации результирующего преобразования. Результирующее преобразование может быть вычислено путем отображения преобразований, соответствующих каждому преобразованному проекционному изображению, из вращающейся системы координат в неподвижную. К примеру, допустим, что каждое из проекционных изображений смещено только по своей горизонтальной оси, тогда соответствующие смещения в неподвижной системе координат могут быть вычислены на основе известных горизонтальных осей вращающихся систем координат, специфичных для каждой проекции, и в качестве результирующего смещения в неподвижной системе координат может быть взято среднее значение. При помощи инверсии описанного выше отображения, результирующее преобразование может быть отображено обратно во вращающиеся системы координат и вычтено из преобразования для каждой проекции. В результате результирующее преобразование в неподвижной системе координат устраняется.As a result of each X-ray projection image being subjected to an individual geometric transformation, it is possible that the resulting average transformation will have a net effect on the reconstructed image. It is expressed, for example, in the global resulting shift or rotation of the reconstructed anatomical structure compared to the uncorrected anatomy. This resulting transformation of the anatomical structure can negatively affect the degree of applicability of the reconstructed image. Accordingly, a method for compensating the resulting transformation is also provided. The resulting transformation can be computed by mapping the transformations corresponding to each transformed projection image from a rotating coordinate system to a stationary one. For example, suppose that each of the projection images is only offset along its horizontal axis, then the corresponding fixed frame offsets can be calculated from the known horizontal axes of each projection-specific rotating coordinate system and as the resulting fixed frame offset. can be taken as an average. By inverting the mapping described above, the resulting transformation can be mapped back to rotating coordinate systems and subtracted from the transformation for each projection. As a result, the resulting transformation in the fixed coordinate system is eliminated.

В процедуре оптимизации качество корректирующего геометрического преобразования для каждого заданного проекционного рентгеновского изображения измеряют как сходство изображения прямой проекции, соответствующего преобразованной проекционной геометрии, и исходного проекционного рентгеновского изображения. Сходство репроекции и рентгеновской проекции может быть измерено, например, как среднеквадратическая разность изображений, коэффициент корреляции или градиентный коэффициент корреляции. Получив оптимальное (в отношении меры сходства) геометрическое преобразование для каждого проекционного изображения, можно получить промежуточную DBT-реконструкцию, найдя экстремум меры сходства между изображением прямой проекции и проекционным рентгеновским изображением как функцию параметров геометрического преобразования.In the optimization procedure, the quality of the corrective geometric transformation for each given projection x-ray image is measured as the similarity of the frontal projection image corresponding to the transformed projection geometry and the original projection x-ray image. The similarity of the projection and x-ray projection can be measured, for example, as the root mean square difference of the images, the correlation coefficient or the gradient correlation coefficient. Having obtained the optimal (in terms of similarity measure) geometric transformation for each projection image, an intermediate DBT reconstruction can be obtained by finding the extremum of the similarity measure between the frontal projection image and the X-ray projection image as a function of the geometric transformation parameters.

Процедура оптимизации затем включает вычисление промежуточной DBT-реконструкции с использованием начальной оценки проекционной геометрии; доступ ко всем или к подмножеству измеренных проекционных рентгеновских изображений; (для каждого проекционного изображения, к которому осуществляют доступ) получение коррекционного преобразования путем нахождения максимума сходства между измеренным проекционным рентгеновским изображением и соответствующей прямой проекцией промежуточной реконструкции как функции параметров геометрического преобразования, выполненного во вращающейся системе координат; вычисление результирующего преобразования в неподвижной базовой системе координат и вычитание соответствующего преобразования из параметров преобразования во вращающейся системе координат; и вычисление финальной реконструкции, когда определено, что получен достаточный результат коррекции.The optimization procedure then includes computing an intermediate DBT reconstruction using an initial estimate of the projection geometry; access to all or a subset of the measured projection x-ray images; (for each projection image that is accessed) obtaining a correction transformation by finding the maximum similarity between the measured projection x-ray image and the corresponding direct projection of the intermediate reconstruction as a function of the parameters of the geometric transformation performed in the rotating coordinate system; calculating the resulting transformation in the fixed base coordinate system and subtracting the corresponding transformation from the transformation parameters in the rotating coordinate system; and calculating a final reconstruction when it is determined that a sufficient correction result has been obtained.

На фиг. 1 показана типовая конструкция цифрового маммографа. Маммограф (1) на фиг. 1 состоит из опорной стойки (10) и закрепленного на ней С-образного держателя (11) (в более общем случае, держателя (11) иного типа). В верхней части С-образного держателя (11) под кожухом размещен источник (12) рентгеновского излучения, который сконфигурирован для формирования рентгеновского луча, проходящего через верхнюю компрессионную пластину (14) маммографа (когда она установлена в устройстве) и попадающего на рентгеновский детектор (18), размещенный в корпусе (13) детектора. Корпус (13) детектора, или соответствующую ему конструкцию, размещают, как правило, внутри нижнего лотка (15), в который может быть встроена сетчатая структура (17) для поглощения излучения, рассеиваемого визуализируемым объектом. Нижний лоток (15) может быть как жестко закреплен на устройстве, так и быть съемным. Поверхность нижнего лотка (15), как правило, служит платформой для размещения исследуемой груди, поэтому эту деталь также называют нижней компрессионной пластиной. В решении, показанном на фиг. 1, нижний лоток (15) оснащен соединительными элементами (16), обеспечивающими съемное соединение нижнего лотка с маммографом (1).In FIG. 1 shows a typical design of a digital mammograph. Mammograph (1) in Fig. 1 consists of a support post (10) and a C-shaped holder (11) fixed on it (in a more general case, a different type of holder (11)). In the upper part of the C-shaped holder (11) under the casing there is an x-ray source (12), which is configured to form an x-ray beam passing through the upper compression plate (14) of the mammograph (when it is installed in the device) and falling on the x-ray detector (18 ) located in the housing (13) of the detector. The body (13) of the detector, or a structure corresponding to it, is placed, as a rule, inside the lower tray (15), in which a mesh structure (17) can be built in order to absorb the radiation scattered by the visualized object. The bottom tray (15) can either be rigidly fixed to the device or be removable. The surface of the lower tray (15) usually serves as a platform for placing the breast to be examined, which is why this part is also called the lower compression plate. In the solution shown in FIG. 1, the lower tray (15) is equipped with connectors (16) that provide a removable connection between the lower tray and the mammograph (1).

Современные цифровые маммографы обычно моторизованы, так что С-образный держатель (11) может перемещаться по вертикали и поворачиваться вокруг оси, которая, как правило, является горизонтальной осью, соединяющей С-образный держатель (11) со стойкой (10) устройства. С-образный держатель (11) может состоять из двух частей, и, соответственно, основная конструкция аппарата может включать либо по существу вертикальную стойку (10), либо часть (10) рамы, которая закреплена, например, на стене или потолке, и конструкцию держателя (10), связанную с ней, которая выполнена с возможностью поворота вокруг горизонтальной оси вращения. При этом снаружи на противоположных концах держателя (11) размещены источник (12) излучения, находящийся по существу на первом конце и имеющий точку фокуса, и средства (18) приема данных изображения на втором конце. Конструкция держателя (11) может обеспечивать возможность независимого поворота первого конца и/или второго конца держателя (11) вокруг горизонтальной оси вращения. Система может дополнительно включать средства управления, включающие средства записи информации и средства обработки информации, связанной с формированием изображений, в частности, для обработки информации изображений.Modern digital mammographs are usually motorized so that the C-arm (11) can move vertically and rotate around an axis, which is typically the horizontal axis connecting the C-arm (11) to the column (10) of the device. The C-shaped holder (11) may consist of two parts, and, accordingly, the main structure of the apparatus may include either a substantially vertical column (10) or a part (10) of the frame, which is fixed, for example, on a wall or ceiling, and the structure holder (10) associated with it, which is made with the possibility of rotation around the horizontal axis of rotation. In this case, outside at opposite ends of the holder (11) there is a source (12) of radiation, located essentially at the first end and having a focus point, and means (18) for receiving image data at the second end. The design of the holder (11) may provide the possibility of independent rotation of the first end and/or the second end of the holder (11) around the horizontal axis of rotation. The system may further include control means including means for recording information and means for processing information related to imaging, in particular for processing image information.

На фиг. 2 показан принцип типовой томографической реконструкции, при осуществлении которой получают отдельные рентгеновские снимки груди под различными углами проекции, например, в диапазоне углов ±15 градусов от вертикальной оси. На фиг. 2 проиллюстрирована схема, в которой отклоняется только позиция источника (12) излучения относительно исследуемой груди, однако также известны системы, в которых С-образный держатель (11) поворачивается целиком, то есть грудь остается на месте, а детектор (18) следует за движением источника (12) излучения с противоположной стороны от исследуемой груди. Предложенный метод автокалибровки применим для обеих схем.In FIG. 2 shows the principle of a typical tomographic reconstruction, in which individual X-ray images of the chest are taken at various projection angles, for example, in the range of angles of ±15 degrees from the vertical axis. In FIG. 2 illustrates a scheme in which only the position of the radiation source (12) relative to the breast being examined is deviated, however, systems are also known in which the C-shaped holder (11) rotates in its entirety, that is, the breast remains in place, and the detector (18) follows the movement source (12) of radiation on the opposite side of the breast being examined. The proposed autocalibration method is applicable to both schemes.

На фиг. 3 показаны, для одного из вариантов осуществления настоящего изобретения, шаги для компенсации движений пациента, которые могут применяться, например, для обработки изображений, полученных при помощи системы формирования изображений, проиллюстрированной на фиг. 1. Способ основан на нахождении корректирующих геометрических преобразований для начальной оценки проекционной геометрии во вращающейся системе координат, привязанной к позициям рентгеновского источника 105 и рентгеновского детектора 109.In FIG. 3 shows, for one embodiment of the present invention, steps for compensating for patient movements, which can be applied, for example, to image processing obtained with the imaging system illustrated in FIG. 1. The method is based on finding corrective geometric transformations for the initial estimation of the projection geometry in a rotating coordinate system tied to the positions of the x-ray source 105 and x-ray detector 109.

На шаге 200 способа, показанного на фиг. 3, получают входные данные, включающие измеренные проекционные рентгеновские изображения и начальную оценку проекционной геометрии, соответствующую процессу получения изображений. Проекционная геометрия определяет предполагаемую ориентацию рентгеновского детектора 109. Форма проекционной геометрии обычно основана на процедуре геометрической калибровки, для которой применяют, например, эталонную модель части тела с рентгеноконтрастными метками.At step 200 of the method shown in FIG. 3 receive input data including measured X-ray projection images and an initial projection geometry estimate corresponding to the imaging process. The projection geometry determines the intended orientation of the x-ray detector 109. The shape of the projection geometry is typically based on a geometric calibration procedure, which uses, for example, a reference model of a body part with radiopaque marks.

На шаге 201 с использованием входных данных, полученных на шаге 200, вычисляют промежуточную реконструкцию, которую используют для оптимизации проекций. Могут использоваться версии входных данных с пониженным разрешением, поскольку, как правило, столь же высокое разрешение, как в изображениях, используемых непосредственно для диагностики, не требуется. Подразумевается, что в промежуточной реконструкции агрегирована вся доступная физическая и геометрическая информация, полученная в процессе измерений на шаге 200. В случае наличия геометрической несогласованности, она проявляется в промежуточной реконструкции, например, в виде нерезкости реконструированных деталей.In step 201, using the input data obtained in step 200, an intermediate reconstruction is calculated, which is used to optimize the projections. Lower resolution versions of the input data may be used, since typically the resolution as high as in images used directly for diagnostics is not required. It is understood that in the intermediate reconstruction all available physical and geometric information obtained in the measurement process at step 200 is aggregated. If there is a geometric inconsistency, it manifests itself in the intermediate reconstruction, for example, in the form of blurring of the reconstructed parts.

На шаге 202 устанавливают корректирующие геометрические преобразования во вращающейся системе координат. Цель геометрических преобразований компенсировать внутреннюю геометрическую несогласованность начальной оценки проекционной геометрии. Шаг 202 подробно описан ниже на примере фиг. 4, однако, в более общем виде, корректирующее геометрическое преобразование находят путем поиска оптимального геометрического преобразования. Оптимальность преобразования определяют путем назначения ему значения сходства. Значение сходства вычисляют при помощи сравнения реконструированной цифровым путем репроецированной рентгенограммы (DRR) для промежуточного реконструированного изображения с соответствующим измеренным проекционным рентгеновским изображением с использованием проекционной геометрии, соответствующей вычисленному геометрическому преобразованию. Более высокое значение сходства рассматривают как указание на более оптимальное корректирующее геометрическое преобразование. Применение вращающейся системы координат для геометрического преобразования позволяет разделить геометрические степени свободы согласно их вкладу в погрешность для проекционной геометрии, имеющей форму конуса.At step 202, corrective geometric transformations are set in the rotating coordinate system. The purpose of geometric transformations is to compensate for the internal geometric inconsistency of the initial estimate of the projection geometry. Step 202 is described in detail below with reference to FIG. 4, however, more generally, a corrective geometric transformation is found by searching for the optimal geometric transformation. The optimality of a transformation is determined by assigning a similarity value to it. The similarity value is calculated by comparing the digitally reconstructed reprojected radiograph (DRR) for the intermediate reconstructed image with the corresponding measured projectional x-ray image using the projection geometry corresponding to the computed geometric transformation. A higher similarity value is considered as an indication of a more optimal corrective geometric transformation. The use of a rotating coordinate system for a geometric transformation makes it possible to separate the geometric degrees of freedom according to their contribution to the error for a cone-shaped projection geometry.

На шаге 203 вычитают результирующее геометрическое преобразование в неподвижной системе координат. Фиксированная система координат задана, как правило, в привязке к неподвижным деталям устройства формирования изображений. Результирующее геометрическое преобразование вычисляют путем линейного преобразования геометрических преобразований, полученных на шаге 202, из вращающейся системы координат в неподвижную. Линейное преобразование может быть получено непосредственно на основе известных координатных осей вращающейся и неподвижной систем координат. После нахождения результирующего преобразования его инверсию линейно преобразуют из неподвижной системы координат во вращающуюся систему координат. Инверсия результирующего преобразования в этом случае соответствует набору параметров геометрического преобразования для каждого проекционного изображения во вращающейся системе координат. Сложение этих значений со значениями геометрических параметров, полученных на шаге 202, дает компенсацию результирующего преобразования в неподвижной системе координат.In step 203, the resulting geometric transformation in the fixed coordinate system is subtracted. The fixed coordinate system is set, as a rule, in relation to the fixed parts of the imaging device. The resulting geometric transformation is computed by linearly transforming the geometric transformations obtained in step 202 from a rotating to a fixed coordinate system. The linear transformation can be obtained directly from the known coordinate axes of the rotating and fixed coordinate systems. After finding the resulting transformation, its inversion is linearly transformed from a fixed coordinate system to a rotating coordinate system. The inverse of the resulting transformation in this case corresponds to a set of geometric transformation parameters for each projection image in a rotating coordinate system. Adding these values to the geometry values obtained in step 202 compensates for the resulting transformation in the fixed coordinate system.

На шаге 204 значения параметров преобразования, полученные на шаге 203, применяют к начальной оценке проекционной геометрии и получают скорректированную оценку проекционной геометрии. В частности, шаги 201-203 могут повторяться итеративно множество раз перед переходом к шагу 204.In step 204, the transformation parameter values obtained in step 203 are applied to the initial projection geometry estimate and an adjusted projection geometry estimate is obtained. In particular, steps 201-203 may be iterated over a plurality of times before proceeding to step 204.

На шаге 205 вычисляют финальную DBT-реконструкцию с использованием скорректированной оценки проекционной геометрии. Финальную реконструкцию вычисляют обычным образом, за исключением случая, когда шаги 201-204 не применялись, и начальная оценка проекционной геометрии не была заменена на скорректированную оценку, полученную на шагах 201-204.In step 205, a final DBT reconstruction is computed using the corrected projection geometry estimate. The final reconstruction is computed in the usual manner, except when steps 201-204 were not applied and the initial projection geometry estimate was not replaced by the corrected estimate obtained in steps 201-204.

На фиг. 4 показано, в качестве одного из примеров, подробное описание шага 202, соответствующего фиг. 3. На шаге 300 вычисленное геометрическое преобразование применяют к исходной геометрии проекционного изображения во вращающейся системе координат. Снова, система координат привязана к пространственным позициям и ориентации рентгеновского источника и рентгеновского детектора во время физического получения соответствующего проекционного изображения. Применение преобразования во вращающейся системе координат включает линейное отображение из неподвижной системы координат, в которой, как правило, задана геометрия формирования изображений, во вращающуюся систему координат, в которой выполняют преобразование, после чего следует обратное линейное отображение из вращающейся системы координат в неподвижную систему координат. В качестве простого примера получаемого результата, в случае применения параллельного переноса вдоль оси, соответствующей горизонтальной оси рентгеновского детектора, то есть ее проекции на плоскость, перпендикулярную центральному лучу, исходную проекционную геометрию проекционного изображения отображают во вращающуюся систему координат, смещают вдоль этой оси вращающейся системы координат на заданное расстояние, что соответствует виртуальному перемещению рентгеновского источника и рентгеновского детектора, и затем отображают обратно в неподвижную систему координат. Преобразованную проекционную геометрию выражают в неподвижной системе координат, и полученную преобразованную проекционную геометрию используют в качестве входных данных для следующего шага 301.In FIG. 4 shows, as one example, a detailed description of step 202 corresponding to FIG. 3. In step 300, the computed geometric transformation is applied to the original projection image geometry in the rotating coordinate system. Again, the coordinate system is tied to the spatial positions and orientations of the x-ray source and x-ray detector at the time of physical acquisition of the respective projection image. The application of a transformation in a rotating coordinate system involves a linear mapping from a fixed coordinate system, in which the imaging geometry is usually specified, to a rotating coordinate system, in which the transformation is performed, followed by an inverse linear mapping from the rotating coordinate system to the fixed coordinate system. As a simple example of the result obtained, in the case of applying parallel translation along the axis corresponding to the horizontal axis of the X-ray detector, that is, its projection onto a plane perpendicular to the central beam, the original projection geometry of the projection image is mapped into a rotating coordinate system, shifted along this axis of the rotating coordinate system over a predetermined distance, which corresponds to the virtual movement of the x-ray source and x-ray detector, and then mapped back to a fixed coordinate system. The transformed projection geometry is expressed in a fixed coordinate system, and the resulting transformed projection geometry is used as input to the next step 301.

На шаге 301 вычисляют репроецированное DRR-изображение для промежуточной DBT-реконструкции, вычисленной на шаге 201, с использованием преобразованной проекционной геометрии, полученной на шаге 300. Вычисление DRR-изображения может быть выполнено с использованием стандартного алгоритма, например, метода трассировки лучей Сиддона. В типовом алгоритме репроекции входные данные алгоритма состоят из конечных точек представления рентгеновских лучей и изображения источника, для которого вычисляют DRR-изображения, включая знания о пространственной позиции и ориентации, выраженные в одной и той же системе координат. В рассматриваемом случае такая система координат соответствует неподвижной системе координат. В результате геометрического преобразования, применяемого на шаге 300, меняются конечные точки путей каждого из виртуальных рентгеновских лучей через промежуточную реконструкцию, что распространяет эффект геометрического преобразования на полученное DRR-изображение.In step 301, a reprojected DRR image is calculated for the intermediate DBT reconstruction calculated in step 201 using the transformed projection geometry obtained in step 300. The DRR image calculation can be performed using a standard algorithm, such as Siddon's ray tracing method. In a typical projection algorithm, the input to the algorithm consists of the endpoints of the x-ray representation and the source image for which the DRR images are computed, including spatial position and orientation knowledge expressed in the same coordinate system. In the case under consideration, such a coordinate system corresponds to a fixed coordinate system. As a result of the geometric transformation applied in step 300, the endpoints of the paths of each of the virtual x-rays through the intermediate reconstruction are changed, which extends the effect of the geometric transformation to the resulting DRR image.

На шаге 302 оценивают сходство между DRR-изображением, полученным на шаге 301, и проекционным рентгеновским изображением, полученным на шаге 200. Мера сходства основана на по-точечном сравнении изображений с помощью известных методов, например, среднеквадратической разности изображений или их взаимной корреляции. В предложенном способе не имеет значения, какая именно мера будет использована для оценки сходства. Полученное значение сходства назначают геометрическим параметрам, поданным на вход шага 300. Более высокое значение сходства рассматривают как указание на более подходящие параметры геометрического преобразования.In step 302, the similarity between the DRR image obtained in step 301 and the projection x-ray image obtained in step 200 is evaluated. In the proposed method, it does not matter which measure will be used to evaluate the similarity. The resulting similarity value is assigned to the geometry parameters input to step 300. A higher similarity value is considered as an indication of more appropriate geometric transformation parameters.

На шаге 303 находят оптимальные параметры геометрического преобразования путем нахождения параметров, соответствующих наивысшему значению сходства, полученного применением шагов 300-302. В типовом случае шаги 300-302 итеративно оценивают посредством соответствующего алгоритма минимизации, например, симплекс-метода Нелдера-Мида, и получают оптимальные параметры геометрического преобразования. Эти параметры сохраняют и назначают конкретному проекционному изображению. Затем они могут измениться при повторении шагов 201-203.In step 303, the optimal geometric transformation parameters are found by finding the parameters corresponding to the highest similarity value obtained by applying steps 300-302. Typically, steps 300-302 are iteratively evaluated by an appropriate minimization algorithm, such as the Nelder-Mead Simplex method, and optimal geometric transformation parameters are obtained. These parameters are saved and assigned to a particular projection image. They may then change as steps 201-203 are repeated.

На фиг. 5 проиллюстрирована вращающаяся система координат, применяемая на шаге 202. В DBT-томографе конструкция (11) держателя, например, показанная на фиг. 1, обычно содержит рентгеновский источник (12) и рентгеновский детектор (18). При формировании DBT-изображений специфика заключается в том, что рентгеновские лучи расходятся, образуя пирамидальный конус. Сдвиг вдоль центрального луча, соединяющего рентгеновский источник (12) и центр рентгеновского детектора (18), влияет лишь на коэффициент увеличения, тогда как сдвиг, соответствующий осям пиксельной матрицы рентгеновского детектора, дает максимальный сдвиг визуализируемого объекта в его проекционном изображении. По этой причине в предложенном подходе применяют вращающуюся систему координат uvw, которая привязана к физическим позициям и ориентациям рентгеновского источника и рентгеновского детектора во время формирования изображения. Путем ограничения геометрических преобразований проекционной геометрии осями этой внутренней системы координат для каждого проекционного изображения, становится возможным разделить геометрические степени свободы, с различной степенью влияющие на геометрическую точность. Неподвижная система координат, в которой вычисляют результирующее преобразование, обозначена как система координат xyz.In FIG. 5 illustrates the rotating coordinate system used in step 202. In a DBT scanner, a holder structure (11) such as shown in FIG. 1 typically contains an X-ray source (12) and an X-ray detector (18). When forming DBT images, the specificity lies in the fact that the x-rays diverge, forming a pyramidal cone. A shift along the central beam connecting the X-ray source (12) and the center of the X-ray detector (18) affects only the magnification factor, while the shift corresponding to the axes of the X-ray detector pixel matrix gives the maximum shift of the rendered object in its projection image. For this reason, the proposed approach uses a rotating uvw coordinate system that is tied to the physical positions and orientations of the X-ray source and X-ray detector during imaging. By restricting the geometric transformations of the projection geometry to the axes of this internal coordinate system for each projection image, it becomes possible to separate the geometric degrees of freedom that affect geometric accuracy to varying degrees. The fixed coordinate system in which the resulting transformation is calculated is designated as the xyz coordinate system.

При выборе оси и системы координат, совпадающей с центральным лучом, направленным от рентгеновского источника (12) в центр рентгеновского детектора (18), и оси v, совпадающей с проекцией горизонтальной оси пиксельной матрицы рентгеновского детектора (18) на плоскость, перпендикулярную центральному лучу, степени свободы, например, для жесткого преобразования, будут следующими:When choosing the axis and coordinate system coinciding with the central beam directed from the x-ray source (12) to the center of the x-ray detector (18), and the v axis coinciding with the projection of the horizontal axis of the x-ray detector pixel matrix (18) on the plane perpendicular to the central beam, the degrees of freedom, for example, for a rigid transformation, will be as follows:

1. Продольный сдвиг параллельно центральному лучу (ось u); 2. Поперечный сдвиг вдоль проекции горизонтальной оси пиксельной матрицы рентгеновского детектора (ось v); 3. Вертикальный сдвиг вдоль проекции вертикальной оси пиксельной матрицы рентгеновского детектора (ось w); 4. Поворот вокруг оси u (угол крена); 5. Поворот вокруг оси v (угол тангажа); 6. Поворот вокруг оси w (угол рыскания).1. Longitudinal shift parallel to the central beam (u-axis); 2. Transverse shift along the projection of the horizontal axis of the X-ray detector pixel array (axis v); 3. Vertical shift along the projection of the vertical axis of the pixel array of the X-ray detector (axis w); 4. Rotation around the u-axis (roll angle); 5. Rotation around the v-axis (pitch angle); 6. Rotation around the w-axis (yaw angle).

Результат предложенного способа компенсации движений пациента заключается в улучшенной оценке проекционной геометрии, соответствующей физическому формированию проекционных рентгеновских изображений и, соответственно, реконструированного DBT-изображения, при этом снижается влияние геометрической несогласованности.The result of the proposed method for compensating patient movements is to improve the estimation of the projection geometry corresponding to the physical formation of the projection x-ray images and, accordingly, the reconstructed DBT image, while reducing the effect of geometric inconsistency.

Предпочтительные варианты осуществления настоящего изобретения включают систему маммографии для томографической реконструкции, включающую маммограф (1) который включает по существу вертикальную стойку (10) или часть (10) рамы, которая закреплена, например, на стене или потолке, и конструкцию держателя (10), связанную с ней, которая выполнена с возможностью поворота вокруг горизонтальной оси вращения, при этом снаружи на противоположных концах упомянутой конструкции держателя (11) размещены источник (12) излучения, имеющий точку фокуса и находящийся по существу на первом конце, и средства (18) приема данных изображения по существу на втором конце. В соединении с упомянутым вторым концом конструкции держателя (11) дополнительно установлена конструкция поддона (15), который расположен по существу сверху от средств (18) приема данных изображения. Система также включает средства управления для перемещения по меньшей мере одной из деталей конструкции держателя (11) и для управления работой средств (18) приема данных изображения, а также процессорных средств, которые включают средства записи информации и средства обработки информации.Preferred embodiments of the present invention include a mammography system for tomographic reconstruction, including a mammograph (1) which includes a substantially vertical stand (10) or frame part (10) that is fixed, for example, to a wall or ceiling, and a holder structure (10), associated with it, which is rotatable around a horizontal axis of rotation, while outside at opposite ends of the said holder (11) structure, a radiation source (12) is placed, having a focal point and located essentially at the first end, and means (18) for receiving image data essentially at the second end. In connection with said second end of the holder structure (11), a tray structure (15) is additionally installed, which is located essentially above the image data receiving means (18). The system also includes control means for moving at least one of the structural parts of the holder (11) and for controlling the operation of the means (18) for receiving image data, as well as processing means, which include information recording means and information processing means.

Процедура формирования изображения томографической реконструкции может начинаться с размещения пациента для получения изображения, что в случае описанной выше системы означает помещение груди на конструкцию (15) нижнего поддона и, возможно, прижатие ее для неподвижности при помощи верхней компрессионной пластины (14). Если конструкция держателя (11) устройства или ее часть, содержащая источник (12) излучения, еще не была перемещена на первый угол проецирования в процедуре формирования изображений, то ее переводят в это положение, после чего система готова к первому экспонированию. Считывают визуальную информацию, регистрируемую детектором (18) в связи с экспонированием, записывают ее и повторяют съемку с малыми интервалами угла проецирования, например, с интервалами в 2 градуса.The tomographic reconstruction imaging procedure may begin with positioning the patient for imaging, which in the case of the system described above means placing the breast on the lower tray structure (15) and possibly pressing it to immobility with the upper compression plate (14). If the structure of the holder (11) of the device or its part containing the radiation source (12) has not yet been moved to the first projection angle in the imaging procedure, then it is transferred to this position, after which the system is ready for the first exposure. The visual information recorded by the detector (18) in connection with the exposure is read, recorded, and shooting is repeated with small intervals of the projection angle, for example, with intervals of 2 degrees.

Измеренные необработанные данные, соответствующие рентгеновским снимкам, как правило, отражают интенсивность или пропорциональную ей характеристику падающего рентгеновского излучения. К измеренным необработанным изображениям применяют широко известный метод логарифмического преобразования и получают проекционные рентгеновские изображения, которые приблизительно пропорциональны криволинейным пространственным интегралам общего распределения поглощения рентгеновских лучей в исследуемой груди. Предварительная обработка экспонированных рентгеновских изображений может выполняться в устройстве формирования изображений или на рабочей станции для обработки изображений.The measured raw data corresponding to the x-rays typically reflects the intensity or proportionality of the incident x-rays. The well-known logarithmic transformation method is applied to the measured raw images and projection x-ray images are obtained that are approximately proportional to the curvilinear spatial integrals of the overall x-ray absorption distribution in the breast under examination. Pre-processing of exposed x-ray images may be performed in an imaging device or an imaging workstation.

После формирования и передачи предварительно обработанных рентгеновских изображений в рабочую станцию обработки изображений или в аналогичный элемент, выполняют итеративную процедуру определения геометрии формирования изображений для каждого рентгеновского снимка. Если рентгеновский детектор неподвижен, то геометрия формирования изображений определяется позицией рентгеновского источника относительно детектора в трехмерном пространстве. Если детектор немного смещается во время экспонирования, то для определения геометрии формирования изображений необходима также позиция детектора. Эти данные нужны также для компенсации движений пациента. В дальнейшем описании принято это допущение. Соответственно, описание проекционной геометрии включает позиции рентгеновского источника (точки фокуса) и детектора, а также ориентацию детектора. Позиции рентгеновского источника описывают в виде точек в трехмерной базовой системе координат.After the pre-processed x-ray images are formed and transmitted to the imaging workstation or the like, an iterative procedure for determining the imaging geometry for each x-ray is performed. If the x-ray detector is stationary, then the imaging geometry is determined by the position of the x-ray source relative to the detector in three-dimensional space. If the detector moves slightly during exposure, then the position of the detector is also needed to determine the imaging geometry. These data are also needed to compensate for the patient's movements. In the following description, this assumption is accepted. Accordingly, the description of the projection geometry includes the positions of the x-ray source (focus points) and the detector, as well as the orientation of the detector. The positions of the x-ray source are described as points in a three-dimensional base coordinate system.

В ходе итеративной процедуры вычисляют позиции, в трехмерном пространстве, рентгеновского источника (12) и рентгеновского детектора (18), соответствующие экспозиции каждого из проекционных рентгеновских изображений, с использованием заранее заданных оценок их позиций в качестве начального приближения, и затем оптимизируют корректирующее жесткое преобразование, что позволяет получить уточненные оценки, которые максимизируют геометрическое соответствие между каждым измеренным проекционным рентгеновским изображением и остальными измеренными проекционными рентгеновскими изображениями. Следует понимать, что из-за упомянутых выше особенностей, связанных с ограниченной точностью механики и ограниченной точностью позиционирования цифровых маммографов, начальная оценка позиций рентгеновского источника практически всегда неидеальна.During the iterative procedure, the positions, in three-dimensional space, of the x-ray source (12) and the x-ray detector (18) corresponding to the exposure of each of the projection x-ray images are calculated, using predetermined estimates of their positions as an initial approximation, and then optimizing the corrective hard transformation, which allows to obtain refined estimates that maximize the geometric fit between each measured projection x-ray image and the rest of the measured projection x-ray images. It should be understood that due to the limitations of the mechanics and the limited positioning accuracy of digital mammographs mentioned above, the initial estimate of x-ray source positions is almost always less than ideal.

Геометрическое соответствие каждого из проекционных рентгеновских изображений всем остальным проекционным рентгеновским изображениям измеряют, сравнивая его с соответствующей реконструированной цифровым путем рентгенограммой (DRR), вычисленной на основе промежуточного реконструированного DBT-изображения с использованием подходящего алгоритма прямой проекции. DBT-реконструкция может быть вычислена с помощью подходящего алгоритма, например, известного итеративного алгоритма SIRT. Нужно понимать, что в идеальном случае, когда проекционная геометрия заранее известна и идеальное реконструированное изображение может быть вычислено на основе идеально измеренных проекционных изображений с бесконечной точностью, например, в отношении размера элемента изображения и физической модели распространения и регистрации рентгеновских лучей, вычисленные DRR-изображения будут в точности эквивалентны измеренным проекционным рентгеновским изображениям. При этом промежуточная DBT-реконструкция содержит, по существу, всю доступную структурную и геометрическую информацию из всех проекционных рентгеновских изображений. По этой причине применяют итеративный подход, с постепенным уточнением оценки геометрии формирования изображений, что позволяет максимизировать соответствие между измеренным проекционным рентгеновским изображением и вычисленными проекционными изображениями DRR, относящимся к промежуточной томографической реконструкции. Промежуточную DBT-реконструкцию вычисляют, как правило, с меньшим разрешением, чем стандартную DBT-реконструкцию, пригодную для медицинской диагностики. Это позволяет повысить эффективность вычислений в алгоритме компенсации движений, применяемом в предложенной процедуре автокалибровки.The geometric fit of each of the projection x-ray images to all other projection x-ray images is measured by comparing it with the corresponding digitally reconstructed radiograph (DRR) computed from the intermediate reconstructed DBT image using an appropriate forward projection algorithm. The DBT reconstruction can be computed using a suitable algorithm, such as the known iterative SIRT algorithm. It should be understood that in the ideal case where the projection geometry is known in advance and an ideal reconstructed image can be computed from ideally measured projection images with infinite precision, for example in terms of image element size and the physical model of X-ray propagation and registration, the computed DRR images will be exactly equivalent to the measured projection x-ray images. In this case, the intermediate DBT reconstruction contains essentially all available structural and geometric information from all projection x-ray images. For this reason, an iterative approach is adopted, with gradual refinement of the imaging geometry estimation, which allows maximizing the correspondence between the measured X-ray projection image and the computed DRR projection images related to the intermediate tomographic reconstruction. The intermediate DBT reconstruction is usually computed at a lower resolution than the standard DBT reconstruction suitable for medical diagnosis. This makes it possible to increase the efficiency of calculations in the motion compensation algorithm used in the proposed autocalibration procedure.

Исходные параметры жесткого преобразования для описания проекционной геометрии каждого проекционного рентгеновского изображения выбирают так, чтобы оно было тождественным преобразованием, оставляющим исходную проекционную геометрию без изменений. В каждой итерации, и для каждого проекционного рентгеновского изображения, находят обновленные параметры преобразования, что позволяет максимизировать геометрическое соответствие между измеренным проекционным изображением и соответствующим вычисленным проекционным изображением DRR в промежуточной DBT-реконструкции. Затем измеряют уровень соответствия, и значит, пригодности каждого из кандидатных жестких преобразований с помощью меры сходства, вычисляемой для измеренного проекционного рентгеновского изображения и вычисленного проекционного изображения DRR.The initial hard transformation parameters for describing the projection geometry of each projection x-ray image are chosen so that it is an identical transformation leaving the original projection geometry unchanged. At each iteration, and for each X-ray projection image, updated transform parameters are found that maximize the geometric fit between the measured projection image and the corresponding computed DRR projection image in the intermediate DBT reconstruction. Then, the level of fit, and hence the suitability, of each of the candidate hard transforms is measured by a measure of similarity computed for the measured X-ray projection image and the computed DRR projection image.

Итак, шаги 300-304 описывают итеративную оптимизацию параметров жесткого преобразования для каждой проекции в процедуре калибровки, при этом каждая отдельная итерация состоит из этих шагов. Каждая итерация начинается с вычисления промежуточной DBT-реконструкции с использованием измеренных проекционных рентгеновских изображений и текущей оценки проекционной геометрии, заданной начальным приближением и параметрами жесткого преобразования для каждой проекции, которые уникально определяют измененную форму геометрии формирования изображений, шаг 300. В первой итерации параметры преобразования выбирают равными тождественному преобразованию, т.е. нулевому сдвигу или повороту.Thus, steps 300-304 describe the iterative optimization of the hard transform parameters for each projection in the calibration procedure, with each individual iteration consisting of these steps. Each iteration begins by computing an intermediate DBT reconstruction using the measured X-ray projection images and a current estimate of the projection geometry given an initial guess and hard transform parameters for each projection that uniquely define the reshaped imaging geometry, step 300. In the first iteration, the transform parameters are selected equal to the identical transformation, i.e. zero shift or rotation.

Пригодность новых кандидатных значений параметров жесткого преобразования для проекционной геометрии каждого рентгеновского изображения в каждой итерации оценивают, сначала вычисляя соответствующее проекционное изображение DRR для текущей промежуточной DBT-реконструкции. Вычисление проекционного изображения DRR начинается с применения кандидатного жесткого преобразования к начальной оценке проекционной геометрии текущего проекционного изображения: шаг 301. Жесткое преобразование применяют к позициям рентгеновского источника и рентгеновского детектора, которые затем используют для вычисления проекционного изображения DRR.The suitability of the new candidate hard transform parameter values for the projection geometry of each X-ray image in each iteration is evaluated by first calculating the corresponding DRR projection image for the current intermediate DBT reconstruction. DRR projection image calculation begins by applying a candidate hard transform to an initial estimate of the projection geometry of the current projection image: step 301. The hard transform is applied to x-ray source and x-ray detector positions, which are then used to compute the DRR projection image.

Когда кандидатное жесткое преобразование применено к проекционной геометрии текущего проекционного рентгеновского изображения, вычисляют DRR-изображение для текущей промежуточной DBT-реконструкции с использованием подходящего алгоритма прямой проекции, шаг 302. Результирующее DRR-изображение однозначно задано DBT-реконструкцией и проекционной геометрией, полученной в результате применения параметров жесткого преобразования к начальной оценке проекционной геометрии.When a hard transform candidate is applied to the projection geometry of the current X-ray projection image, a DRR image for the current intermediate DBT reconstruction is computed using an appropriate forward projection algorithm, step 302. The resulting DRR image is uniquely specified by the DBT reconstruction and the projection geometry resulting from the application hard transformation parameters to the initial estimate of the projection geometry.

Пригодность кандидатных значений для параметров жесткого преобразования оценивают, измеряя сходство измеренного проекционного рентгеновского изображения и проекционного изображения DRR, вычисленного с использованием проекционной геометрии, полученной в результате применения упомянутых параметров жесткого преобразования, шаг 303. Сходство оценивают путем вычисления подходящей меры сходства изображений, например, перекрестной корреляции изображений, градиентной корреляции, количества взаимной информации или энтропии разности изображений. Как было пояснено выше, большее сходство между измеренным проекционным рентгеновским изображением и вычисленным DRR-изображением указывает на лучшую пригодность параметров жесткого преобразования.The suitability of candidate values for the hard transform parameters is evaluated by measuring the similarity between the measured x-ray projection image and the DRR projection image computed using the projection geometry resulting from applying said hard transform parameters, step 303. The similarity is evaluated by calculating a suitable image similarity measure, such as cross image correlation, gradient correlation, mutual information amount, or image difference entropy. As explained above, a greater similarity between the measured X-ray projection image and the computed DRR image indicates a better suitability of the hard transform parameters.

Оптимизацию параметров жесткого преобразования выполняют путем нахождения экстремума меры сходства между измеренным проекционным рентгеновским изображением и соответствующим вычисленным проекционным изображением DRR как функции параметров жесткого преобразования, шаг 304. Оптимизацию выполняют, итеративно повторяя шаги 301-303 до тех пор, пока не будет выполнено заранее заданное условие. Заранее заданным условием может быть, например, количество циклов итерации или результирующее изменение параметров преобразования для каждой проекции. После нахождения оптимальных параметров жесткого преобразования, соответствующих найденному экстремуму меры сходства проекционных изображений, параметры преобразования сохраняют для использования в последующих итерациях, начинающихся снова с шага 300. Достаточное количество итераций зависит, как правило, от требуемого уровня точности процедуры компенсации движений и точности начальной оценки. Можно ожидать, что итеративная процедура сойдется в некоторой точке, где приближение проекционной геометрии уже не будет меняться значительно в последующих итерациях, и тогда вычисления могут быть остановлены.The optimization of the hard transform parameters is performed by finding the extremum of the similarity measure between the measured X-ray projection image and the corresponding computed DRR projection image as a function of the hard transform parameters, step 304. The optimization is performed by iteratively repeating steps 301-303 until a predetermined condition is met. . The predetermined condition may be, for example, the number of iteration cycles or the resulting change in the transformation parameters for each projection. After finding the optimal hard transformation parameters corresponding to the found extremum of the similarity measure of the projection images, the transformation parameters are stored for use in subsequent iterations, starting again from step 300. A sufficient number of iterations depends, as a rule, on the required level of accuracy of the motion compensation procedure and the accuracy of the initial estimate. It can be expected that the iterative procedure will converge at some point where the approximation of the projection geometry will no longer change significantly in subsequent iterations, and then the calculations can be stopped.

Единственным результатом процедуры автокалибровки на основе компенсации движений является набор параметров жесткого преобразования для каждой проекции, которые, после их применения к начальной оценке проекционной геометрии, позволяют получить оптимизированную оценку рентгеновской проекционной геометрии. Начальную оценку проекционной геометрии заменяют на оптимизированную и используют ее как входные данные для вычисления финального реконструированного DBT-изображения, представляющего пациента, которое затем используют в медицинских целях.The only result of the motion-compensated auto-calibration procedure is a set of hard transformation parameters for each projection which, when applied to the initial projection geometry estimate, results in an optimized X-ray projection geometry estimate. The initial projection geometry estimate is replaced with an optimized one and used as input to calculate the final reconstructed DBT image representing the patient, which is then used for medical purposes.

В контексте томографической реконструкции для маммографии настоящее изобретение может использоваться с ограниченным числом проекционных изображений и с использованием ограниченного угла томографии. Количество проекционных изображений может составлять всего лишь порядка десятков, например, менее 20 изображений, или даже менее 10 изображений. Угол томографии может составлять менее 60 градусов, или даже менее 40 градусов, например, 15-30 градусов.In the context of tomographic reconstruction for mammography, the present invention can be used with a limited number of projection images and using a limited tomography angle. The number of projection images may be as low as tens, such as less than 20 images, or even less than 10 images. The tomography angle may be less than 60 degrees, or even less than 40 degrees, such as 15-30 degrees.

Предложенный способ может быть реализован в виде компьютерного программного обеспечения, которое исполняют в вычислительном устройстве. Когда программное обеспечение исполняют в вычислительном устройстве, оно будет сконфигурировано для выполнения описанного выше способа, предложенного в настоящем изобретении. Программное обеспечение размещают на машиночитаемом носителе, благодаря чему оно может быть доставлено в вычислительное устройство.The proposed method can be implemented in the form of computer software that is executed in a computing device. When the software is executed on a computing device, it will be configured to perform the above described method of the present invention. The software is placed on a computer-readable medium so that it can be delivered to a computing device.

Предложенный способ может быть реализован в виде компьютерного программного обеспечения, которое исполняют в вычислительном устройстве. Программное обеспечение размещают на машиночитаемом носителе, благодаря чему оно может быть доставлено в вычислительное устройство.The proposed method can be implemented in the form of computer software that is executed in a computing device. The software is placed on a computer-readable medium so that it can be delivered to a computing device.

Как отмечалось выше, различные компоненты в примерах осуществления настоящего изобретения могут включать машиночитаемый носитель или память для хранения инструкций, запрограммированных в соответствии с замыслом настоящего изобретения, а также для хранения структур данных, таблиц, записей и/или иных данных, упоминаемых в настоящем документе. Машиночитаемый носитель может быть любым подходящим носителем, который участвует в доставке инструкций в процессор для их выполнения. Распространенные виды машиночитаемых носителей могут включать, например, дискеты, гибкие диски, жесткие диски, магнитную ленту или любые другие подходящие магнитные носители, CD-ROM, CD±R, CD±RW, DVD, DVD-RAM, DVD±RW, DVD±R, HD DVD, HD DVD-R, HD DVD-RW, HD DVD-RAM, диски Blu-ray, любые иные подходящие оптические носители, память, RAM, PROM, EPROM, FLASH-EPROM, или любые подходящие запоминающие микросхемы или картриджи, несущую волну или любые иные среды распространения, из которых компьютер может выполнять чтение данных.As noted above, various components in the exemplary embodiments of the present invention may include a computer-readable medium or memory for storing instructions programmed in accordance with the intent of the present invention, as well as for storing data structures, tables, records, and/or other data referred to herein. A computer-readable medium may be any suitable medium that is involved in delivering instructions to a processor for execution. Common types of computer-readable media may include, for example, floppy disks, floppy disks, hard disks, magnetic tape or any other suitable magnetic media, CD-ROM, CD±R, CD±RW, DVD, DVD-RAM, DVD±RW, DVD± R, HD DVD, HD DVD-R, HD DVD-RW, HD DVD-RAM, Blu-ray discs, any other suitable optical media, memory, RAM, PROM, EPROM, FLASH-EPROM, or any suitable memory chips or cartridges , carrier wave, or any other propagation media from which a computer can read data.

Итак, варианты осуществления настоящего изобретения включают процесс автокалибровки для цифровой томографической реконструкции груди, который содержит:Thus, embodiments of the present invention include an auto-calibration process for digital tomographic breast reconstruction, which comprises:

получение набора проекционных рентгеновских изображений исследуемого пациента, включающего ограниченное количество двумерных изображений в ограниченном угле томографии, с использованием средств рентгенографии, включающих рентгеновский источник и рентгеновский детектор;obtaining a set of projection x-ray images of the patient under study, including a limited number of two-dimensional images in a limited angle of tomography, using radiography tools, including an x-ray source and an x-ray detector;

определение начальной оценки проекционной геометрии, описывающей пространственные позиции и ориентацию рентгеновского источника и рентгеновского детектора во время получения проекционных рентгеновских изображений;determining an initial projection geometry estimate describing the spatial positions and orientation of the x-ray source and x-ray detector during projection x-ray imaging;

вычисление промежуточной DBT-реконструкции с использованием проекционных рентгеновских изображений и начальной оценки проекционной геометрии;calculating an intermediate DBT reconstruction using the projection x-ray images and an initial assessment of the projection geometry;

определение, для каждой проекции, корректирующих геометрических преобразований для начальной оценки проекционной геометрии на основе проекционных рентгеновских изображений, начальной оценки проекционной геометрии и промежуточной DBT-реконструкции;determining, for each projection, corrective geometric transformations for the initial projection geometry estimate based on the projection x-ray images, the initial projection geometry estimate, and the intermediate DBT reconstruction;

и вычисление финальной DBT-реконструкции с использованием проекционных рентгеновских изображений и скорректированной оценки проекционной геометрии, соответствующей найденным корректирующим геометрическим преобразованиям, при этом корректирующие геометрические преобразования для начальной оценки проекционной геометрии определяют в заданной для каждого проекционного изображения вращающейся системе координат, соответствующей пространственным позициям и ориентации рентгеновского источника и рентгеновского детектора во время получения проекционных рентгеновских изображений.and calculating the final DBT reconstruction using the projection x-ray images and the corrected estimate of the projection geometry corresponding to the corrective geometric transformations found, while the corrective geometric transformations for the initial estimate of the projection geometry are determined in the rotating coordinate system specified for each projection image, corresponding to the spatial positions and orientation of the x-ray source and X-ray detector during projection X-ray imaging.

Упомянутая заданная для каждого проекционного изображения вращающаяся система координат может быть задана путем выбора, в качестве одной из осей, центрального луча, соединяющий рентгеновский источник с центром пиксельной матрицы рентгеновского детектора, а в качестве двух остальных перпендикулярных осей линий, совпадающих с ортогональной проекцией пиксельной матрицы рентгеновского источника на плоскость, перпендикулярную упомянутому центральному лучу.The aforementioned rotating coordinate system specified for each projection image can be specified by choosing, as one of the axes, the central beam connecting the X-ray source with the center of the X-ray detector pixel matrix, and as the other two perpendicular axes, lines coinciding with the orthogonal projection of the X-ray detector pixel matrix. source to a plane perpendicular to said central beam.

Еще один вариант задания вращающейся системы координат для каждого проекционного изображения - выбор двух перпендикулярных осей, совпадающих с пиксельной матрицей рентгеновского детектора, и третьей перпендикулярной оси, совпадающей с нормалью к пиксельной матрице рентгеновского детектора.Another option for specifying a rotating coordinate system for each projection image is to select two perpendicular axes coinciding with the pixel matrix of the x-ray detector, and the third perpendicular axis coinciding with the normal to the pixel matrix of the x-ray detector.

В соответствии с одним из вариантов осуществления настоящего изобретения упомянутая заданная для каждого проекционного изображения вращающаяся система координат может быть задана выбором двух перпендикулярных осей, совпадающих с ортогональными геометрическими проекциями границ рентгеновского детектора на плоскость, перпендикулярную упомянутому центральному лучу, и третьей оси, совпадающей с центральным лучом.In accordance with one of the embodiments of the present invention, said rotating coordinate system specified for each projection image can be specified by selecting two perpendicular axes coinciding with orthogonal geometric projections of the X-ray detector boundaries onto a plane perpendicular to said central beam, and a third axis coinciding with the central beam .

В соответствии с одним из вариантов осуществления настоящего изобретения упомянутая заданная для каждого проекционного изображения вращающаяся система координат может быть задана выбором двух перпендикулярных осей, совпадающих с границами рентгеновского детектора, и третьей оси, совпадающей с нормалью к рентгеновскому детектору.In accordance with one of the embodiments of the present invention, the said rotating coordinate system specified for each projection image can be specified by selecting two perpendicular axes coinciding with the boundaries of the x-ray detector, and a third axis coinciding with the normal to the x-ray detector.

Проекционную геометрию для реконструированной цифровым путем репроецированной рентгенограммы получают путем применения геометрического преобразования во вращающейся системе координат к начальной оценке проекционной геометрии.The projection geometry for the digitally reconstructed reprojected radiograph is obtained by applying a geometric transformation in a rotating coordinate system to the initial estimate of the projection geometry.

Корректирующие геометрические преобразования определяют путем нахождения максимума сходства между проекционными рентгеновскими изображениями и соответствующими реконструированными цифровым путем репроецированными рентгенограммами промежуточной DBT-реконструкции.Corrective geometric transformations are determined by finding the maximum similarity between the projection x-ray images and the corresponding digitally reconstructed reprojected radiographs of the intermediate DBT reconstruction.

Результирующее преобразование в неподвижной системе координат вычисляют и вычитают его из корректирующих геометрических преобразований, определенных во вращающейся системе координат.The resulting transformation in the fixed coordinate system is calculated and subtracted from the corrective geometric transformations defined in the rotating coordinate system.

Результирующее преобразование в неподвижной системе координат вычисляют при помощи отображения геометрических преобразований для каждого проекционного изображения из вращающейся системы координат в неподвижную систему координат, и их усреднения, и затем полученное среднее значение вычитают из геометрических преобразований после отображения из неподвижной во вращающуюся систему координат.The resulting transformation in the fixed coordinate system is calculated by mapping the geometric transformations for each projection image from the rotating coordinate system to the fixed coordinate system, and averaging them, and then the resulting average value is subtracted from the geometric transformations after mapping from the fixed to the rotating coordinate system.

Вычисление промежуточной DBT-реконструкции и определение корректирующих геометрических преобразований выполняют итеративно множество раз, при этом скорректированная оценка проекционной геометрии после каждой итерации служит новой начальной оценкой проекционной геометрии для последующей итерации, а финальная скорректированная оценка проекционной геометрии соответствует скорректированной оценке проекционной геометрии в последней выполненной итерации.The calculation of the intermediate DBT reconstruction and the determination of the corrective geometric transformations are iteratively performed many times, while the adjusted projection geometry estimate after each iteration serves as a new initial estimate of the projection geometry for the next iteration, and the final adjusted projection geometry estimate corresponds to the adjusted projection geometry estimate in the last completed iteration.

Варианты осуществления настоящего изобретения включают компьютерную программу, которая содержит компьютерный программный код, сконфигурированный для выполнения способа в соответствии с предшествующим описанием при его выполнении в вычислительном устройстве, при этом устройство включает:Embodiments of the present invention include a computer program that contains computer program code configured to perform a method according to the foregoing description when executed on a computing device, the device comprising:

по меньший мере один процессор для выполнения компьютерных программ; иat least one processor for executing computer programs; And

по меньшей мере одну память, сконфигурированную для хранения компьютерных программ и связанных с ними данных;at least one memory configured to store computer programs and associated data;

при этом устройство может быть соединено с медицинским устройством формирования изображений и сконфигурировано для выполнения способа в соответствии с предшествующим описанием.wherein the device may be connected to a medical imaging device and configured to perform the method in accordance with the foregoing description.

Еще один вариант осуществления настоящего изобретения представляет собой способ авто калибровки цифровой томографической реконструкции груди (DBT), включающий:Another embodiment of the present invention is a digital tomographic breast reconstruction (DBT) auto-calibration method comprising:

получение набора экспонированных проекционных рентгеновских изображений; формирование начальной оценки проекционной геометрии, соответствующей каждому из экспонированных проекционных рентгеновских изображений; вычисление промежуточной DBT-реконструкции;obtaining a set of exposed projection x-ray images; generating an initial projection geometry estimate corresponding to each of the exposed projection x-ray images; calculating an intermediate DBT reconstruction;

установление набора параметров жесткого преобразования, применяемых к начальной оценке проекционной геометрии для каждого экспонированного проекционного рентгеновского изображения, которые соответствуют результату калибровки; иestablishing a set of hard transform parameters applied to the initial projection geometry estimate for each exposed projection x-ray image that correspond to the calibration result; And

вычисление финальной DBT-реконструкции с использованием набора экспонированных проекционных рентгеновских изображений и финальной калиброванной оценки проекционной геометрии.calculation of the final DBT reconstruction using a set of exposed X-ray projection images and a final calibrated estimate of the projection geometry.

Финальное реконструированное DBT-изображение вычисляют с использованием исходных рентгенограмм и уточненной проекционной геометрии на основе установленного набора параметров жесткого преобразования.The final reconstructed DBT image is calculated using the original X-rays and the refined projection geometry based on the set hard transformation parameters set.

Способ также включает выполнение жесткого преобразования, для каждого проекционного изображения, начальной оценки проекционной геометрии путем применения установленного набора параметров жесткого преобразования.The method also includes performing a hard transform, for each projection image, an initial estimate of the projection geometry by applying a set set of hard transform parameters.

Преобразование включает параллельный перенос и поворот.The transformation includes parallel translation and rotation.

Применение набора параметров жесткого преобразования к текущей оценке проекционной геометрии для заданного проекционного изображения дает в результате измененную или уточненную форму проекционной геометрии, соответствующей виртуальному перемещению рентгеновского источника и рентгеновского детектора.Applying a set of hard transformation parameters to the current estimate of the projection geometry for a given projection image results in a modified or refined shape of the projection geometry corresponding to the virtual movement of the x-ray source and x-ray detector.

Перед вычислением DRR-изображения промежуточной DBT-реконструкции выполняют жесткое преобразование соответствующей начальной оценки проекционной геометрии.Before calculating the DRR image of the intermediate DBT reconstruction, a hard transformation of the corresponding initial estimate of the projection geometry is performed.

Способ также включает выполнение жесткого преобразования во вращающейся системе координат, заданной для каждого проекционного изображения.The method also includes performing a hard transformation on a rotating coordinate system defined for each projection image.

Способ также включает измерение сходства вычисленного DRR-изображения и соответствующего измеренного проекционного рентгеновского изображения.The method also includes measuring the similarity of the calculated DRR image and the corresponding measured X-ray projection image.

Способ также включает оптимизацию параметров жесткого преобразования для каждой проекции путем нахождения экстремума меры сходства между измеренным проекционным рентгеновским изображением и соответствующим вычисленным проекционным DRR-изображением как функции параметров жесткого преобразования.The method also includes optimizing the hard transform parameters for each projection by finding the extremum of the similarity measure between the measured x-ray projection image and the corresponding computed DRR projection image as a function of the hard transform parameters.

Предложенный способ выполняют итеративно множество раз, при этом полученные параметры преобразования используют в следующей итерации в качестве начальной оценки для дальнейшей оптимизации параметров.The proposed method is iteratively performed many times, while the resulting transformation parameters are used in the next iteration as an initial estimate for further optimization of the parameters.

В одном из вариантов осуществления настоящего изобретения компьютерная программа содержит компьютерный программный код, сконфигурированный для выполнения способа в соответствии с предшествующим описанием при его выполнении в вычислительном устройстве.In one embodiment of the present invention, the computer program comprises computer program code configured to perform the method of the foregoing description when executed on a computing device.

Один из вариантов осуществления настоящего изобретения представляет собой устройство, включающее:One embodiment of the present invention is a device comprising:

по меньший мере один процессор (112) для выполнения компьютерных программ; иat least one processor (112) for executing computer programs; And

по меньшей мере одну память (113), сконфигурированную для хранения компьютерных программ и связанных с ними данных;at least one memory (113) configured to store computer programs and associated data;

при этом устройство может быть соединено с медицинской системой формирования изображений и сконфигурировано для выполнения способа в соответствии с предшествующим описанием.wherein the device may be connected to a medical imaging system and configured to perform the method in accordance with the foregoing description.

Еще одним из вариантов осуществления настоящего изобретения является система формирования изображений медицинской цифровой томографической реконструкции груди, включающая:Another embodiment of the present invention is a medical digital tomographic breast reconstruction imaging system, comprising:

медицинское устройство формирования изображений; иmedical imaging device; And

устройство, описанное выше, соединенное с медицинским устройством формирования изображений.the device described above, connected to a medical imaging device.

Специалистам в данной области техники должно быть очевидно, что с развитием технологий могут появляться различные новые пути осуществления предложенного медицинского устройства формирования изображений с автокалибровкой. Предложенное медицинское устройство формирования изображений с автокалибровкой и варианты его осуществления, таким образом, не ограничены описанными выше примерами и могут свободно изменяться в пределах объема приложенной формулы изобретения.It should be apparent to those skilled in the art that as technology advances, various new ways of implementing the proposed auto-calibration medical imaging device may emerge. The proposed auto-calibration medical imaging device and embodiments thereof are thus not limited to the examples described above, and may be freely varied within the scope of the appended claims.

Claims

1. Autocalibration method for digital tomographic breast reconstruction (DBT), including:

obtaining a plurality of two-dimensional projection x-ray images in the angle of tomography using radiography tools, including an x-ray source and an x-ray detector;

determining an initial estimate of the projection geometry describing the spatial positions and orientation of the x-ray source and the x-ray detector during acquisition of said projection x-ray images;

calculating an intermediate DBT reconstruction using the projection x-ray images and an initial assessment of the projection geometry;

determining, for each projection, corrective geometric transformations to correct the initial projection geometry estimate based on the projection x-ray images, the initial projection geometry estimate, and the intermediate DBT reconstruction; And

calculation of the final DBT-reconstruction using the projection x-ray images and the corrected estimate of the projection geometry corresponding to the found corrective geometric transformations;

at the same time, the mentioned projection x-ray images contain a limited number of two-dimensional images obtained in a limited tomography angle, and corrective geometric transformations for correcting the initial estimate of the projection geometry are determined in the rotating coordinate system specified for each projection image, corresponding to the spatial positions and orientations of the x-ray source and x-ray detector in the time of acquisition of projection x-ray images.

2. The method according to claim 1, in which the said rotating coordinate system specified for each projection image is specified by selecting one axis so that it coincides with the central beam connecting the x-ray source to the center of the pixel array of the x-ray detector, and selecting two other perpendicular axes so that they coincide with the orthogonal projection of the axes of the pixel matrix of the x-ray source on a plane perpendicular to the said central beam.

3. The method according to claim 1, in which said rotating coordinate system for each projection image is set by selecting two perpendicular axes so that they coincide with the pixel matrix of the x-ray detector, and selecting a third perpendicular axis so that it coincides with the normal to the pixel matrix x-ray detector.

4. The method of claim 1 or 2, wherein the projection geometry for the digitally reconstructed reprojected radiograph is obtained by applying a geometric transformation in a rotating coordinate system to the initial projection geometry estimate.

5. The method according to any one of paragraphs. 1-4, in which corrective geometric transformations are determined by finding the maximum similarity between the projection x-ray images and the corresponding digitally reconstructed reprojected radiographs of the intermediate DBT reconstruction.

6. The method according to any one of paragraphs. 1-5, in which the resulting transformation in the fixed coordinate system is calculated and subtracted from the corrective geometric transformations found in the rotating coordinate system.

7. The method according to any one of paragraphs. 1-6, in which the resulting transformation in the fixed coordinate system is calculated by mapping the geometric transformations for each projection image from the rotating coordinate system to the fixed coordinate system and averaging them, and then subtracting the resulting average value from the geometric transformations after mapping from the fixed to the rotating coordinate system .

8. The method according to any one of paragraphs. 1−7, in which the calculation of the intermediate DBT-reconstruction and the determination of corrective geometric transformations are iteratively performed many times, while the adjusted projection geometry estimate after each iteration serves as a new initial estimate of the projection geometry for the subsequent iteration, and the final adjusted projection geometry estimate corresponds to the adjusted projection geometry estimate. geometry of the last completed iteration.

9. The method according to any one of paragraphs. 1-8, in which said limited number of projection images is in the order of ten images.

10. The method according to any one of paragraphs. 1-8, in which said limited number of projection images is less than 20 images.

11. The method according to any one of paragraphs. 1-8, in which said limited number of projection images is less than 10 images.

12. The method according to any one of paragraphs. 1-11 wherein said limited tomography angle is less than about 60 degrees.

13. The method according to any one of paragraphs. 1-11, wherein said limited tomography angle is less than about 40 degrees, such as 15-30 degrees.

14. Machine-readable media, including computer program code that is configured to perform the method according to any one of paragraphs. 1-13 when it is executed in a computing device.

15. Auto-calibration device for digital tomographic breast reconstruction (DBT), including:

at least one processor for executing computer programs; And

at least one memory configured to store computer programs and associated data;

characterized in that the device is configured to connect to a medical imaging device and is configured to perform the method according to any one of paragraphs. 1−13.

16. A system for imaging medical digital tomographic breast reconstruction, including:

medical imaging device; And

a device according to claim 15 connected to a medical imaging device.

17. Autocalibration method for digital tomographic breast reconstruction (DBT), comprising:

obtaining a set of exposed projection x-ray images; And

generating an initial projection geometry estimate corresponding to each of the exposed projection x-ray images;

characterized in that the method also includes:

calculating an intermediate DBT reconstruction;

establishing a set of hard transform parameters applied to the initial projection geometry estimate for each exposed projection x-ray image that correspond to the calibration result; And

calculation of the final DBT reconstruction using the set of exposed X-ray projection images and the final calibrated estimate of the projection geometry.

18. The method of claim 17, wherein the final reconstructed DBT image is computed using the original x-ray images and the refined projection geometry based on a set set of hard transformation parameters.

19. The method of claim 17 or 18, further comprising performing, for each projection image, a hard transform of the initial projection geometry estimate by applying a predetermined set of hard transform parameters.

20. The method according to any one of paragraphs. 17-19, in which the transformation includes translation and rotation.

21. The method according to any one of paragraphs. 17-20, in which applying a hard transform parameter set to a current estimate of the projection geometry for a given projection image results in a change or refinement of the shape of the projection geometry corresponding to the virtual movement of the x-ray source and x-ray detector.

22. The method of claim 21, wherein a hard transformation of the corresponding initial projection geometry estimate precedes the calculation of the DRR image of the intermediate DBT reconstruction.

23. The method of claim 21 or 22, further comprising performing a hard transformation in a rotating coordinate system specified for each projection image.

24. The method according to any one of paragraphs. 21-23, also including measuring the similarity of the computed DRR image and the corresponding measured X-ray projection image.

25. The method according to any one of paragraphs. 21-24, which also includes optimizing the hard transform parameters for each projection by finding the extremum of the similarity measure between the measured x-ray projection image and the computed DRR projection image as a function of the hard transform parameters.

26. The method according to any one of paragraphs. 17−25, which is iteratively performed many times, with the resulting transformation parameters used in the next iteration as an initial estimate for further optimization of the parameters.

27. A computer-readable medium, including a computer program code that is configured to implement the method according to any one of paragraphs. 17−26 when it is executed in a computing device.

28. Auto-calibration device for digital tomographic breast reconstruction (DBT), including:

at least one processor for executing computer programs; And

at least one memory configured to store computer programs and associated data;

characterized in that the device is configured to be connected to a medical imaging system and configured to perform the method according to any one of paragraphs. 17−26.

29. An imaging system for medical digital tomographic breast reconstruction, comprising:

medical imaging device; And

a device according to claim 28 connected to a medical imaging device.