用於重建圖像的雙能量衰減數據的信噪比的動態優化的製作方法

2023-04-22 23:16:46

專利名稱：用於重建圖像的雙能量衰減數據的信噪比的動態優化的製作方法
技術領域：
本發明涉及雙能量X射線成像領域。由此，可以獲得被檢查的同一個
對象的兩幅不同圖像，從而，對於每幅圖像使用具有不同x射線光子能量 的x射線。具體地說，本發明涉及對與兩種不同的x射線能量相關的x射 線衰減數據的信噪比進行優化的方法，其中x射線衰減數據用於重建被檢
査對象的二維或三維圖像。
本發明還涉及計算機斷層攝影系統，該系統根據與兩個不同x射線能 量相關的衰減數據生成被檢査對象的x射線圖像。計算機斷層攝影系統包
括輻射源、輻射檢測器和可旋轉的機架，其中該機架用於繞著被檢査對象 共同地旋轉輻射源和輻射檢測器。
此外，本發明還涉及對與兩個不同x射線能量相關的用於重建被檢査 對象圖像的x射線衰減數據的信噪比進行優化的數據處理設備。
此外，本發明還涉及計算機可讀介質和具有運行上文提到的方法的指
令的程序單元，其對與兩個不同x射線能量相關的用於重建被檢查對象圖
像的X射線衰減數據的信噪比進行優化。
背景技術：
如今，醫生和技術員經常使用非常尖端的醫療診斷x射線成像設備。 一般情況下，在操作x射線成像設備期間，在嚴格控制的環境中x射線源
發射X射線光子。X射線光子穿過被檢查病人的目標區域(ROI)並撞擊
在檢測器上。在過去，x射線成像設備使用基於初步膠片的檢測器。然而， 最近已經發展到使用固態檢測器，其包括多個分別地響應x射線光子的曝
光的離散檢測器元件。然而，不管使用何種檢測器，目標仍然是相同的，
即產生一個在目標對象內預選的ROI (例如特定類型的組織)的清晰結果圖像。
然而，產生清晰結果圖像有內在的難度。具體地說，因為x射線穿過整個患者，所以，在檢測器上形成的圖像是X射線光子通過的包括預選ROI 在內的所有解剖結構的重疊。該解剖結構的重疊有時稱作"解剖噪聲"。解 剖噪聲在結果圖像上產生混亂、陰影和其它朦朧影響，使得繪製的結果圖 像比理想清晰結果圖像要難於理解。
減少解剖噪聲影響的方法包括諸如"雙能量"成像。當使用雙能量成 像時，醫生或技術員採集各具不同平均X射線光子能量的兩幅圖像。由於 不同的內部結構在不同程度上吸收不同的X射線光子能量，因而組合兩幅 結果圖像來抑制解剖噪聲是可能的。 一般情況下，雙能量技術按照兩種方 法之一進行。
第一種方法使用兩個疊置檢測器。隨後，單次曝光在第一檢測器中生 成第一圖像。 一些X射線光子繼續通過第一檢測器撞擊在第二檢測器上。
第一和第二檢測器應當能夠感覺到不同的平均能量，從而產生與兩種平均x
射線光子能量相對應的兩幅ROI的圖像。第二種方法使用單一檢測器和兩 次曝光，其中每次曝光具有不同的X射線光子能量。
US 6，408，050 Bl公開了一種依靠能量對目標區域進行成像的方法。該 方法包括以下步驟在檢査期間用X射線光子對X射線檢測器進行曝光， 並將X射線光子分成兩組，其中能量在選定的能量門限之上的為一組，那 些能量在選定的能量門限之下的為另一組。統計具有門限之上能量的X射 線光子，以提供第一能量光子數，統計具有門限之下能量的X射線光子， 以提供第二能量光子數。該方法將第一能量光子數和第二能量光子數作為 檢査數據保存在存儲器中，並對該檢査數據運用圖像處理技術來生成圖像。
WO2005/092187A1公開了用於血管造影成像的一種裝置和一種方法。 由此，當為接受治療者的冠狀動脈注入對照藥劑時，給X射線管加電壓並 對心肌層成像。當用檢測器採集單一光子統計數據時，同時設置兩個門限 形成低能量圖像和高能量圖像。接著處理圖像並顯示之。使用放射性源調 整門限值，該放射源使用預定義的如32keV的能量在其它輻射之間發射X 射線光子。當監控輸出計數速率時，每一個讀出信道的低電平鑑別器的門 限值逐漸升高。當鑑別器的電平增加到32keV之上時，計數速率下降。將 門限值設置在微低於下降的計數速率值的地方。
US 2003/0076988 Al公開一種對於在低劑量計算機斷層攝影投影和重建的圖像中的噪聲進行處理的方法。該方法包括在原始數據的竇腔X線 照相域中應用域特定濾波器；在竇腔X線照相域濾波之後在原始數據的圖 像域應用邊緣保留平滑濾波器。
EP981 998A1公開了調節X射線源電流，以減少圖像噪聲，從而更好 地適應不同的掃描參數。可以根據圖像切片厚度、掃描旋轉時間、校準模 式、工作檯速度、掃描模式和過濾模式來調節X射線源電流。具體地說， 在計算機斷層攝影系統計算機中存儲一個函數，以確定X射線源電流調節 因子，從而為確定參數的X射線源提供適當的X射線源電流。在調整X射 線源電流之後掃描對象。
SU 1261143公幵了一種高電壓X射線裝置。該X射線裝置配備有包括 兩個相同的面對面的楔形邊的X射線濾波器。

發明內容
在患者的X射線成像過程中，將輻射劑量減少到最小值始終是一個難
題。為了破解這道難題，具有高效光子計數的現代x射線檢測器是非常有
幫助的。為了提供二維空間解析度，這種X射線檢測器一般包括多個排成
陣列的檢測器元件。然而，當減少輻射劑量時，每個檢測器元件的光子計 數速率也降低。因此，採集的圖像表現出有噪聲的背景。換言之，信噪比
(SNR)降低了。
為了提高採集的圖像的信噪比(SNR)，需要在雙能量X射線成像中降 低噪聲。
這一需求可由獨立權利要求的主題來滿足。從屬權利要求描述了本發 明的優選實施例。
根據本發明的第一方面，提供了一種對與兩個不同X射線能量相關的 用於重建被檢査對象的圖像的衰減數據的信噪比進行優化的方法。描述的 方法包括(a)在穿過對象的X射線的第一投影角度，估計對象的厚度和 物質組分；(b)在穿過對象的X射線的第二投影角度，估計對象的厚度和 物質組分。
描述的方法還包括(c)選擇分配給第一投影角度的第一 X射線能量 和分配給第一投影角度的第二 X射線能量，以使得根據分配給第一投影角度的第一 X射線能量和分配給第一投影角度的第二 X射線能量，衰減數
據的第一公共信噪比得以優化。
此外，描述的方法還包括(d)選擇分配給第二投影角度的第一 X射 線能量和分配給第二投影角度的第二 X射線能量，以使得根據分配給第 二投影角度的第一 X射線能量和分配給第二投影角度的第二 X射線能量， 衰減數據的第二公共信噪比得以優化。
此外，描述的方法還包括(e)在第一投影角度，用分配給第一投影 角度的第一 X射線能量和分配給第一投影角度的第二 X射線能量，採集對
象的X射線衰減數據；(f)在第二投影角度，用分酉己給第二投影角度的第
一 X射線能量和分配給第二投影角度的第二 X射線能量，釆集對象的X射
線衰減數據。
本發明的這個方面基於以下原理對於圖像的每一個該圖像的像素， 由於光子統計原因，圖像的信噪比極度地依賴於光子計數速率。對於雙能 量成像，亦是如此，其中用不同的X射線能量獲得的兩幅圖像可以組合成 最終圖像。
在此必須提到的是，術語X射線能量表示任何X射線光子的任意譜分
布。在此方面，第一和/或第二x射線能量可以表示在能量範圍之內的單色 x射線或多色x射線。在多色x射線情況下，相應的第一和第二能量範圍
可以彼此分開、可以彼此相鄰或可以有譜重疊。
根據描述的該方法，為每一個投影角度分別地選擇兩種能量，以使得 分別地與第一和第二光子能量相對應的衰減數據從足夠的計數速率中同樣 或多或少地獲益。換言之，通過考慮不同的衰減數據的各自信噪比，可以 獲得最終重建的二維或三維圖像的最大總體信噪比。這意味著，為了不使
一個衰減數據用非常高的SNR設置而使另一個衰減數據用非常低的SNR 設置，選擇的X射線能量需使對於兩個衰減數據的計數速率都擁有至少可 接受的值。
被檢查對象可以是諸如人體或動物等。然而，被檢查對象也可以是表 示目標對象的局部或一部分的目標區域，例如，患者的頭部。
對以不同X射線光子能量採集的衰減數據的處理可以分別地執行。換 言之，通過組合在不同投影角度獲得的多個衰減數據可以重建兩幅獨立的用不同的光子能量測量的圖像。由此，考慮用於一幅獨立圖像的光子能量 在不同的投影角度可以輕微地變化。這是基於如下事實在不同的投影角 度，被檢査對象可能呈現出不同的厚度和/或不同的物質組分。
或者，對以不同的X射線光子能量和不同投影角度採集的衰減數據的 處理也可以結合起來執行。由此，可以僅重建一幅二維或三維圖像。然而， 由於相應的雙能量圖像重建的靈敏度的增加，可以重建具有改良質量的最 終圖像。
根據本發明的一個實施例，在第一投影角度和第二投影角度，分別地 估計對象的厚度和物質組分的步驟包括從表示被檢查對象的厚度和物質 組分的標準數據集中接收相應的數據。標準數據集可以是諸如從對應於實 際的目標對象的標準模體中導出的。如今，對於特別是人體的全部均有適 當的模體可用。這些模體包括不同的物質的組成，這些模體至少在診斷地 相應的能量範圍內與目標對象相比呈現相似的X射線衰減或X射線吸收行 為。通常的材料是諸如水和鈣。
必須提到的是，使用物理存在的模體不是必需的。為了執行描述的方 法，使用這種模體的X射線衰減數據是足夠的。這些數據是諸如在網際網路 上公共可用的。
根據本發明的另一實施例，在第一投影角度和第二投影角度分別地估 計對象的厚度和物質組分的步驟包括在不同的投影角度完成對象的最初 衰減測量。這可以提供的優點為能夠對期望的實際對象的厚度和物質組 分進行估計。在檢查患者的情況下，可以稱為患者的信噪比適應性優化。
很明顯，可以在多個不同的投影角度執行最初的衰減測量，以使測量 結果與被檢查對象的最初掃描照相或預掃描相對應。然而， 一般即便在被 檢查對象是人類的情況下，以相對較低劑量完成最初衰減測量是足夠的， 這使得最終重建的雙能量圖像的改良質量證明額外的輻射劑量是正當的。
必須指出的是，能夠以一種或者也能夠以兩種不同的光子能量執行最 初測量。在任何情況下，都應當用最終重建的二維或三維圖像的改良質量 證明由最初始測量造成的額外輻射劑量這樣的精度來估計實際對象的厚度 和物質組分。
根據本發明的另一實施例，選擇分配給第一投影角度的第一和第二 X射線能量的步驟包括對於不同的第一和第二X射線能量的各種組合，分 別計算第一公共信噪比並且選擇使第一公共信噪比最大的第一和第二 x射 線能量。
這意味著，為了分別尋找第一和第二X射線能量的最佳值，使用了二
維(2D)優化過程。在此方面，二維優化過程意味著第一和第二X射線能 量二個值可以分別彼此獨立地變化。
根據本發明的另一實施例，選擇分配給第二投影角度的第一和第二 X
射線能量的步驟包括對於不同的第一和第二X射線能量的各種組合，分
別計算第二公共信噪比並且選擇使第二公共信噪比最大的第一和第二 X射
線能量。
這意味著，為了分別尋找相應的第一和第二x射線能量的最佳值，對
於第二投影角度也使用了二維優化過程。
根據本發明的另一實施例，所述方法還包括以下步驟(a)在穿過對 象的X射線的另一投影角度估計對象的厚度和物質組分；(b)以根據分配
給另一投影角度的第一 x射線能量和根據分配給另一投影角度的第二射線
能量對衰減數據的另一公共信噪比進行優化的方式，選擇分配給另一投影
角度的第一 X射線能量和分配給另一投影角度的第二 X射線能量。根據此 實施例的方法還包括(C)在第一投影角度，用分配給另一投影角度的第 一 X射線能量和分配給另一投影角度的第二 X射線能量採集對象的X射線
衰減數據o
在這種情況下需要指出的是，大量使用的投影角度分別觀察角度具有 以下優點，由於用於圖像重建的細節數據基礎更堅實，可以提高最終重建 圖像的精確性。
根據本發明的另一實施例，第一 X射線能量和第二 X射線能量是在 10keV和150keV之間的任何範圍內。在此方面應當注意的是， 一般情況下， 包括在人類和/或動物體內的具有顯著組分的所有元件擁有相對低的原子 數。因此，X射線吸收的K邊特徵低於給出的能量範圍的下限。因此，衰 減線性積分對能量的關係一般是平滑函數。
根據本發明的另一個實施例，第一X射線能量和第二X射線能量由發 射多色能量譜的X射線源提供。 一般情況下，X射線管發出主要依賴於加速電壓的多色譜。也可以使用兩個或多個不同的x射線源。
在此方面需要指出的是，可以同時檢測在多色能量譜範圍內屬於兩種
能量的x射線光子。由此，為了區別彼此分配給不同的x射線能量的x射
線光子必須使用適當的能量分析檢測器。
根據本發明的另一實施例，第一x射線能量是第一能量區間。這具有
以下優點，可以使用在此能量區間內的所有光子以使有效的光子計數速率 增加和因此增加相應的信噪比。
根據本發明的另一實施例，第二x射線能量是第二能量區間。由此，
可以穿透目標對象的多數的光子對最終圖像有貢獻這樣的方式，選擇第一 能量區間和第二能量區間。因此，可以有效地使用患者的輻射劑量，以在
最終雙能量X射線圖像中獲得高的光子計數速率。
根據本發明的另一實施例，在能量刻度上，第一能量區間和相應的第 二能量區間在表示門限能量的相應能量值處彼此毗鄰。這具有以下優點， 為了獲得雙能量圖像，可以使用其能量位於寬能量範圍內的所有光子。
必須指出的是，由於每一個投影角度的第一和第二能量區間的動態調 節，存在分別分配給每一個投影觀察角度的各自的門限能量。
根據本發明的另一實施例，在第一及第二投影角度分別採集x射線衰
減數據的步驟包括使用具有能量分辨能力的X射線檢測器和根據當前投
影角度分別改變第一和第二 x射線能量。
在此方面，具有適當的能量分辨的x射線檢測器用於有效地從具有第
二 x射線能量的光子中分離出具有第一 X射線能量的光子。
在這種情況下很明顯，也可以用適當的電子設備獲得能量分辨，該電
子設備連接至實際的X射線檢測器的下面。在此情況下，檢測器必需提供 與被檢測的X射線光子的能量非常近^(地成正比的輸出信號。
可以將能量低於相應門限能量的光子統計為第一能量輻射事件。相應 地，可以將能量高於相應門限能量的光子統計為第二能量輻射事件。這具 有以下優點，通過僅僅改變每一個投影角度的門限能量這樣一個參數，相
應的第一和相應的第二 X射線能量也同時改變。
根據本發明的另一實施例，在第一及第二投影角度分別地採集X射線
衰減數據的步驟包括根據當前投影角度分別改變X射線源的加速電壓。在此方面，x射線源一般是傳統的x射線管，其中，從陰極發射的電
子以聚焦的方式指向陽極的表面。
應當注意的是，也可以將在陰極和陽極之間的加速電壓的變化與能量 分析檢測器的門限能量的變化相組合。
根據本發明的另一實施例，在第一及第二投影角度分別採集x射線衰
減數據的步驟包括根據當前投影角度分別改變布置在X射線源與專用X
射線檢測器之間的濾波器的材料和厚度。
優選地，濾波器位於x射線源和被檢查對象之間，它是表示有效地改 變被檢測的x輻射的譜分布的單元。在此處也可以稱為預濾波，其具有以
下的優點與布置在對象和專用X射線檢測器之間的所謂後濾波相比，前 者對於諸如患者的有效輻射劑量顯著地減少。
根據本發明的另一實施例，以如下方式改變濾波器的材料和厚度在 第一投影角度和第二投影角度，使穿過對象的X射線的全部吸收至少基本 保持穩定。此標準使最優濾波器設置的計算變得很容易。
必須提到的是，通過快速地改變測量條件，特別是通過改變加速電壓 和/或通過使用不同的X射線濾波器，還可以接連地檢測屬於不同的X射線 能量的光子。在此情況下，假設無能量分辨能力的通常X射線檢測器是足 夠用的。
根據本發明的另一實施例，改變濾波器的材料和厚度的步驟包括根 據當前的投影角度，以對稱的方式移動兩個濾波器單元進入和離開從X射 線源發射的X射線波束。
優選地，該濾波器單元是以對稱的方式形成的楔形物，優選用相同的 材料製成。
必須提到的是，描述的方法不限於雙能量X射線成像。因為現代檢測 器支持高能量的分辨和現代數據處理設備支持高計算能力，所以描述的方 法還可以用三種或者甚至更多種不同的能量來完成。因此，可以產生甚至
更多的提供信息的x射線圖像。
根據本發明的另一實施例，提供了一種計算機斷層攝影系統，其根據
與兩種不同的x射線能量相關的衰減數據，生成被檢査對象的二維或三維 X射線圖像。描述的計算機斷層攝影系統包括(a)輻射源，用於發射輻射波束；(b)輻射檢測器，用於檢測穿過對象之後的輻射波束；(C)可旋 轉支架，用於繞著被檢査對象共同地旋轉輻射源和輻射檢測器；(d)存儲 器，用於存儲與對象的厚度和/物質組分相關的估計數據，以及存儲在不同 的投影角度並用兩種不同的X射線能量採集的對象的X射線衰減數據；(e) 數據處理器。數據處理器用於執行上文描述的方法的示例性的實施例。
根據本發明的另一實施例，提供了一種數據處理設備，其用於對與兩 種不同的X射線能量相關的用於重建被檢査對象的圖像的衰減數據的信噪 比進行優化。描述的數據處理設備包括(a)存儲器，用於存儲與對象的 厚度和/物質組分相關的估計數據，以及存儲在不同的投影角度並用兩種不 同的X射線能量採集的對象的X射線衰減數據；(b)數據處理器，用於對 與兩種不同的X射線能量相關的用於重建被檢査對象的圖像的衰減數據的 信噪比進行優化。數據處理器用於執行上文描述的方法的示例性的實施例。
根據本發明的另一方面，提供了存儲電腦程式的計算機可讀介質， 其中該電腦程式對與兩種不同的X射線能量相關的用於重建被檢査對象 的圖像的衰減數據的信噪比進行優化。當數據處理器運行該電腦程式時， 該電腦程式用於執行上文描述的方法的示例性的實施例。
根據本發明的另一方面，提供了對與兩種不同的X射線能量相關的用 於重建被檢査對象的圖像的衰減數據的信噪比進行優化的程序單元。當數 據處理器運行該程序單元時，該程序單元用於執行上文描述的方法的示例 性的實施例。
程序單元可以用任何適合的程式語言例如0++來編寫，並且可以存儲 在諸如CD-ROM等計算機可讀介質上。電腦程式也可以從網絡上獲取， 例如可以從全球資訊網中下載到圖像處理單元或處理器或任何其它適合的計算 機中。
必須注意的是，本文描述了關於不同主題的本發明的實施例。具體地 說，本文描述了一些關於方法類型要求的實施例，也描述了關於裝置類型 要求的其它實施例。然而，除非特別聲明，否則，本領域普通技術人員可 以從上文和下文的說明書中得知，除屬於一類主題的特徵的任何組合之外， 屬於不同主題的特徵之間(特別是裝置類型權利要求的特徵和方法類型權 利要求的特徵之間)的組合也應視為被本申請公開。上文定義的各個方面和本發明的其它方面在下文中將要描述的關於實 施例的舉例中是顯而易見的，並且其也在關於實施例的舉例中得以^>明。 在下文關於實施例的舉例中將更具體的描述本發明，但本發明並不限於此。


圖1給出了雙能量計算機斷層投影(CT)系統的簡化的示意性表示圖。
圖2給出了對與兩種不同的X射線能量相關的X射線衰減數據的信噪 比進行優化的方法的流程圖。
圖3給出了配備有包括兩個濾波器單元的X射線濾波器設備的X射線 管的簡化的示意性表示圖。
圖4a和圖4b給出了當門限能量^變化時，用於描述兩個不同的探測 對象的雙能量衰減數據的信噪比的示例性行為的示意圖。
圖5給出了用於運行根據本發明的方法的示例性實施例的圖像處理設
備o
具體實施例方式
附圖中的說明是舉例說明性的。應當注意的是，在不同的附圖中，相 似或相同的元件以相同的引用符號表示，或者是用相應的引用符號中僅僅 在第一個數字中是不同的引用符號表示。
下文中，首先給出關於在雙能量成像中光子統計對信噪比的影響的一 些原理背景信息。
雙能量X射線成像向傳統的X射線或計算機斷層攝影(CT)系統的圖
像處理步驟引入了另一附加處理步驟。該處理步驟基於以下的重要的了解
在診斷目標的能量範圍之內(即能量範圍在近似10keV和150keV之間)，
材料的質量衰減係數M幻的能量相關性可以僅由兩個衰減基函數A(五)和 A(五)的線性組合來很好地近似。從物理觀察點來看，這可以理解為攝影效 果和康普頓散射的全部橫截面之和。
然而，此種行為也可由水和鈣的質量衰減的組合來描述。為了理解活 人和/或動物組織的X射線衰減行為，對於醫師來說這些基礎材料經常是更 便利的，因為這些材料是人體組織的重要組成。上文提到的處理步驟涉及下面一組非線性方程的求解
formula see original document page 17 ( 1 a)
Mformula see original document page 17 ( lb)
這裡，M,和M2分別是在從0到^和從^到oo的範圍內的能量區間中檢 測到的光子數。C,和C,分別是任意係數。^是門限能量，其用來把每一個 光子檢測事件要麼分離為貢獻於M,的事件，要麼分離為貢獻於M2的事f^。 該分離可以通過使用在X射線光子檢測領域廣為人知的所謂單門限檢測器 來實現。
在上文中給出的公式中，O,(五)和A(巧分別表示在上文提到的兩種能 量區間範圍內被過濾的光子撞擊目標對象的光子數譜。算術表達式D, (￡)和 A("分別表示用於兩種能量區間的相應的檢測器的效率。^和^分別是用 於兩種能量區間的質量衰減線性積分。
公式(la)和(lb)均可以被重寫為僅依賴於4和4的函數。
必須提到的是，如果使用能量積分檢測器，即各自的檢測器輸出是與 兩個能量區間內失去的光子能量成比例的，則上文提到的公式必須加以修 正。在此情況下，兩個公式的相應的被積函數都分別另外包括光子能量E。
通過下式可以看出，導出量4的方差^是與原始測量M,.的信噪比SVW, 和SA^有關的
formula see original document page 17 (2a)
formula see original document page 17 (2b)
這裡， 表示在穿過對象發射的光譜上有效的衰減係數。公式(2a) 和(2b)可以應用所謂的高斯誤差傳播規則，從上文給出的公式(la)和 (lb)中導出。 ,.是與高斯分布寬度成正比的，高斯分布描述質量衰減線
性積分4的分布為光子數量的統計分布的函數。
從上文給出的公式中可以容易地看出，兩幅圖像各自的最大信噪比極度地依賴於門限能量^。這意味著，對於重建的圖片或康普頓或對於水或 鈣的圖像，最佳門限能量^是不同的。然而，通過上述公式的分母，光譜 和基礎材料主要影響噪聲，該分母等於由SgF = (^/^2 -/i12//21)2表示的戶萬謂
"光譜質量因子"。因此，圖片和康普頓圖像(或水和鈣的圖像)的最佳門 限將是相似的。
根據本發明的一個實施例，通過動態優化門限能量^可以獲得上文給 出的方差的最小值和各自的相應的信噪比的最大值。這意味著在粗略的旋
轉掃描中，在雙能量X射線穿過被檢查對象的每一個投影角度重複地優化
門限能量^。
必須指出的是，也可以通過對於每一個x射線投影角度周期地調整測 量條件執行這種優化過程。這些測量條件是諸如x射線管的加速電壓和/或
布置在雙能量X射線路徑上的X射線濾波器的厚度和/或組分。
圖1給出了也稱為CT掃描器的計算機斷層攝影裝置100。該CT掃描 器100包括可以繞著旋轉軸102旋轉的機架101。該機架101是由馬達103 驅動的。
附圖標記105表示輻射源，例如發射多色輻射的X射線源。該CT掃 描器IOO還包括孔徑系統106，後者用於形成從輻射源105發往多色輻射波 束107的輻射波束。從輻射源105發射的輻射波束107的譜分布還可以由 濾波器單元(沒有顯示)來改變，該濾波器單元緊緊排列在孔徑系統106 的旁邊。
輻射波束107可以是錐形的或扇形的波束107，其方向能使輻射波束 107穿透目標對象110a。根據本文描述的示例性實施例，目標對象是患者 110的頭部110a。
患者IIO位於可移動的工作檯112上。患者的頭部110a放置在機架101 的中心，該中心表示CT掃描器100的檢査區域。在穿過目標區域110a之 後，多色輻射波束107撞擊到輻射檢測器115之上。為了能夠將每一個光 子檢測事件分離成低能量光子事件或高能量光子事件，該輻射檢測器115 包括能量分辨。
從圖1中可以得知，能量分析檢測器115相對輻射源105放置在機架 101上。檢測器115包括多個檢測器單元115a，其中每一個檢測器單元都能夠檢測已經穿過患者110的頭部110a或被患者110的頭部110a散射的X
射線光子。
在掃描目標區域110a期間，X射線源105、孔徑系統106和檢測器115 與機架101 —起以箭頭117指示的旋轉方向進行旋轉。為了旋轉機架101， 馬達103連接至馬達控制單元120，而馬達控制單元120則連接至數據處理 設備125。數據處理設備125包括可以由硬體和/或軟體的方式實現的重建 單元。該重建單元根據在各種觀察角度下獲得的多個二維圖像來重建二維 或三維圖像。
此外，數據處理設備125也用作控制單元，為了協調機架101的移動 和工作檯112的移動，數據處理設備125與馬達控制單元120進行通信。 由馬達113實現工作檯112的線性位移，其中馬達113也連接至馬達控制單 元120。
CT掃描器100捕獲頭部110a的計算機斷層攝影數據。因此，機架IOI 旋轉，同時，工作檯112並行於旋轉軸102線性地位移，以使得對目標區 域110a執行螺旋狀掃描。
應當注意的是，也可以執行圓形掃描，即在平行於旋轉軸102的方向 沒有位移而僅僅在機架101繞著旋轉軸102的旋轉方向有位移。由此，可 以高精度地測量頭部110a的切片。
檢測器115耦接至脈衝鑑別器單元118，其能將每一個光子檢測事件分 離成低能量事件或者高能量事件。脈衝鑑別器單元118耦接至數據處理設 備125，根據相應的低能量光子數量和相應的高能量光子數量，數據處理設 備125能夠重建兩幅不同的圖像。為了生成最終的重建的二維或三維圖像， 可以由數據處理設備125組合這些圖像。或者，可以分別輸出這兩幅圖像， 以使醫師能夠解釋這兩幅圖像。
必須提到的是，在檢測器115和數據處理設備125之間還可連接其它 電子設備，以便能對採集的投影數據進行實時數據處理。
為了觀察重建的圖像，提供了耦接至數據處理設備125的顯示器126。 此外，也可以由也是耦接至數據處理設備125的印表機127列印這兩幅圖 像。此外，數據處理設備125也可以耦接至醫學影像歸檔和通信系統128 (PACS)。應當注意的是，監視器126、印表機127和/或在CT掃描器100內提供 的其它設備可以放置在計算機斷層攝影裝置100的本地。或者，這些組件 也可以遠離CT掃描器100，例如在公共機構或醫院等其它地方，也可以經 過一個或多個可配置網絡(例如網際網路、虛擬專用網等等)而連結至CT掃 描器100的完全不同的地方。
圖2給出了在每個X射線投影角度，對與兩種不同的X射線能量相關 的X射線衰減數據的信噪比進行優化的方法的流程圖。該方法從步驟Sl 開始。
在步驟S2中，選擇目標對象。目標對象可以是整個對象，也可以整個 對象的一部分。例如整個對象可以是患者，而整個對象的一部分可以是患 者的頭部。
接著是以估計過程繼續該方法。在此，確定在穿過對象的X射線的各 種投影角度對象的厚度和物質組分。從圖2中可以得出，可以使用至少下 列方法步驟S3a和/或S3b中的之一，來實現該估計過程，步驟S3a和/或 S3b將在下文中說明。
在步驟S3a中，從表示被檢查對象的厚度和物質組分的標準數據集接 收X射線衰減數據。該數據集包括各種不同投影角度的衰減數據。該標準 數據集是基於與當前被檢査對象相對應的標準模體。對於特別是人體的全 部均有適當的模體可用。這些模體包括不同的物質的組成，這些模體至少 在診斷上相應的能量範圍內與目標對象相比呈現出相似的X射線衰減或X 射線吸收行為。
在步驟S3a中，完成對被檢査對象的所謂的最初掃描攝影或預掃描。 在此，在各種不同的投影角度執行最初的X射線衰減測量和收集關於當前 被檢査的實際對象的信息。這些信息至少包括在不同的投影角度處對象的X 射線衰減行為的粗估計。換言之，步驟S3a估計實際對象的厚度和物質組 分。
一般情況下，即便在被檢査對象是人的情況下，以相對較低劑量完成 最初X射線衰減測量也是足夠的，這使得最終重建的雙能量圖像的改良質 量證明額外的輻射劑量是正當的。
通過執行步驟S3a和/或步驟S3b (步驟S3a可用於驗證衰減數據的正確幅度)完成至少對實際對象的x射線衰減行為的粗估計之後，描述的方
法繼續步驟S4。
在步驟S4中，對於不同的第一和第二X射線能量的各種組合，分別計 算相應的公共信噪比，公共信噪比主要依賴於每一個X射線能量的X射線 光子數量。對於各種投影角度分別做上述計算。在此，對於每一個投影角 度產生一個數據集，對於不同的第一和第二 X射線能量的各種組合來說， 該數據集包括根據兩種能量的X射線衰減數據的各自公共信噪比。
在步驟S5中，選擇使得公共信噪比最大的第一和第二X射線能量。對 於各種投影角度分別做上述選擇。在對於每一個投影角度選擇最佳能量之 後，描述的方法繼續步驟S6。
在步驟S6中，採集實際對象的X射線衰減數據。也是對於各種投影角 度分別做上述操作。數據採集包括分別用第一 X射線能量和第二 X射線能 量進行X射線衰減數據的獨立測量。在此，就每一個投影角度的相應信噪 比而言，第一和第二X射線能量都得到了優化。
在步驟S7中，執行重建過程，其中，根據先前採集的動態地調節的雙 能量X射線衰減數據來生成對象的二維或三維圖像。該步驟可以使用已知 的雙能量重建過程來執行。
最後，該方法以步驟S8結束。
圖3給出了裝備X射線濾波器設備337的X射線管305的簡化的示意 性表示圖。X射線濾波器設備337用於動態地改變從X射線管305發射的 輻射波束307的譜分布。在此，對於在各種不同的投影角度採集的雙能量X 射線衰減數據的信噪比而言，穿透被檢査對象(沒有描繪)的X射線的譜 分布得到了優化。為了獲得採集的雙能量衰減數據的最大公共信噪比，可 以通過使用具有能量分辨能力的X射線檢測器對兩種能量的X射線光子數 量進行優化。對於每一個投影角度，分別執行這種譜分布的優化。
X射線管305包括安裝在可旋轉軸331之上的陽極330。電子(沒有描 繪)指向陽極330的表面的焦點上，以使從該焦點發射輻射波束307。
位於X射線波束307的波束路徑中的X射線濾波器設備337包括兩個 濾波器單元335a和335b，其中每一個濾波器單元具有楔形的形狀。這兩個 楔形物335a和335b是分別沿著方向336a和方向336b可平移的。以對稱方式形成的兩個楔形物335a和335b相對於輻射波束307對稱地移動。這意 味著，如果楔形物335a向右移動，楔形物335b則向左移動，反之亦然。 這樣確保以空間均勻的方式實現波束307的衰減和譜變化。在此，X射線 濾波器設備337以相同的方式影響X射線波束的所有輻射路徑。
必須指出的是，與精確的對稱設計相比，濾波器單元335a和335b的 設計可以稍微有所變化。為了補償非均衡的空間能量和從陽極330發射的X 射線的強度分布，可以肯定地採用該濾波器單元。這種微小地非均衡的空 間能量和強度分布基於以下事實陽極330的表面相對於X射線波束307 的光軸具有角度偏離。因為X射線一般不是精確地產生在陽極330的表面， 而是產生在陽極330內的微小深度內，所以與在相對於陽極的表面的更陡 峭的角度(圖3中左邊的X射線路徑)發射的X射線相比，在相對於陽極 表面更平的角度(圖3中右邊的X射線路徑)發射的X射線在陽極材料內 具有稍微高一些的吸收。
圖4a和圖4b給出了當門限能量^變化時，描繪了兩種不同探測對象 的雙能量衰減數據的信噪比的示例性行為的示意圖。然而，這兩種不同的 探測對象對應於同一個對象的兩種不同觀察角度和投影角度。
這兩幅圖分別給出了第一能量範圍的第一衰減數據的信噪比和第二能 量範圍的第二衰減數據的信噪比。藉助單能量門限檢測器(其中，可以動 態地調節門限能量^)採集衰減數據。由門限能量^分離兩種能量，並且 兩個信噪比分別描述成^的函數。
如上文所述，可以從物理觀察點，把兩種X射線衰減描述成圖像效果 和康普頓散射的橫截面。從更實際的觀察點來看，也可以通過水和鈣的質 量衰減分別描述兩種X射線衰減。
圖4a給出了當發射的X射線穿過包括100mm水和5mm鈣的物質組分 時的投影的信噪比。從圖4a中可以看出，當門限能量^調整為近似45keV 時，上面的能量衰減數據和下面的能量衰減數據的信噪比均有公共的最大 值。
圖4b給出了當發射的X射線穿過包括200mm水和20mm l 的物質組 分時的投影的信噪比。從圖4b中可以看出，當門限能量^調整為近似60keV 時，上面的能量衰減數據和下面的能量衰減數據的信噪比均有公共的最大值。
從同一個對象的兩個投影角度比較兩個對象的信噪比行為，可以得出 結論最佳門限能量^隨著位於相應的X射線路徑上的材料的X射線吸收 的增加而增長。
必須指出的是，本發明者也發現了在圖4a和圖4b中描述的每一幅圖 中兩種不同的信噪比的最大值分別基本位於相同的門限能量的原因。從公 式(2a)和(2b)中可以看出，方差W,的值主要依賴於上文給出的SQF， 而對於^和4來說SQF是相同的。而方差^和4的算子則分別呈現了 對於門限能量的弱的依賴。這可以從以下的事實中看出，即全部的許多 光子中的每一個光子必須被計為低能量事件或高能量事件。這意味著，每 一個光子增加在每一個圖表中描述的兩種信噪比中的僅僅一種。因為對於 ^,和o^來說對反向的信噪比值進行求和，所以^的變化只微弱地影響方
差O",和0"2 。
圖5描述了根據本發明的數據處理設備425的示例性實施例，該數據 處理設備425用於執行依照本發明的方法的示例性實施例。數據處理設備 525包括中央處理器(CPU)或圖像處理器561。圖像處理器561連接至存 儲器562，以用於暫時地存儲採集的投影數據。圖像處理器561經過總線系 統565連接到多個輸入/輸出網絡或諸如CT掃描器的診斷設備。此外，圖 像處理器561連接到顯示設備563，例如計算機監視器，以顯示信息或由圖 像處理器561重建的一幅或多幅圖像。操作者或用戶可以經過鍵盤564與 圖像處理器561和/或任何其它輸出設備(圖5中沒有描述)進行交互。
必須指出的是，本發明不限於生成三維圖像的雙能量計算機斷層攝影 系統。所描述的噪聲減弱也適用於雙能量計算機放射線照相成像系統，諸 如血管造影術X射線成像系統，其中一般生成二維圖像。無論如何，可以 在有或沒有對照藥劑的情況下實現雙能量X射線成像。
應當注意的是，術語"包括"不排除其它單元或步驟，並且"一個" 或"一種"不排除多個。同樣，可以將在不同的實施例中描述的單元進行 組合。同樣應當注意的是，權利要求中的附圖標記不應理解為對權利要求 保護範圍的限制。附圖杏5記列表
100:計算機斷層攝影裝置/CT掃描器
101:機架/可旋轉支架
102:旋轉軸
103:馬達
105:多色X射線源
106:孔徑系統
107:多色輻射束
110:患者
110a:目標對象/患者頭部 112:工作檯 113:馬達
115:能量分析輻射檢測器
115a:檢測器單元
117:旋轉方向
118:脈衝鑑別器單元
120:馬達控制單元
125:數據處理設備(重建單元)
126:監視器
127:印表機
128:影像歸檔和通信系統(PACS)
Sl:步驟1 S2:步驟2
S3a:步驟3a S3b:步驟3b
S4:步驟4 S5:步驟5 S6:步驟6 S7:步驟7 S8:步驟8305: X射線管
307:輻射波束 330:陽極 331:可旋轉軸
335a:濾波器元件/楔形物
335b:濾波器元件/楔形物
336a:平移方向
336b:平移方向
337: X射線濾波器設備
440a:圖表具有100mm水和5mm鈣的對象的SNR
440b:圖表具有200mm水和20mm鈣的對象的SNR
525:數據處理設備
561:中央處理器/圖像處理器
562:存儲器
563:顯示設備
564:鍵盤
565:總線系統
權利要求
1、一種用於對與兩種不同的X射線能量相關的衰減數據的信噪比進行動態優化的方法，其中所述衰減數據用於重建被檢查對象(110a)的圖像，所述方法包括在穿過所述對象(110a)的X射線的第一投影角度，對所述對象(110a)的厚度和物質組分進行估計；在穿過所述對象(110a)的X射線的第二投影角度，對所述對象(110a)的厚度和物質組分進行估計；選擇分配給所述第一投影角度的第一X射線能量和分配給所述第一投影角度的第二X射線能量，以使得根據分配給所述第一投影角度的第一X射線能量和根據分配給所述第一投影角度的第二X射線能量，衰減數據的第一公共信噪比得以優化；選擇分配給所述第二投影角度的第一X射線能量和分配給所述第二投影角度的第二X射線能量，以使得根據分配給所述第二投影角度的第一X射線能量和根據分配給所述第二投影角度的第二X射線能量，衰減數據的第二公共信噪比得以優化；在所述第一投影角度，用分配給所述第一投影角度的第一X射線能量和分配給所述第一投影角度的第二X射線能量，採集所述對象(110a)的X射線衰減數據；在所述第二投影角度，用分配給所述第二投影角度的第一X射線能量和分配給所述第二投影角度的第二X射線能量，採集所述對象(110a)的X射線衰減數據。
2、 根據權利要求1所述的方法，其中，在所述第一投影角度和所述第二投影角度對所述對象(110a)的厚度 和物質組分進行估計包括從表示所述被檢査對象(110a)的厚度和物質組分的標準數據集 接收相應的數據。
3、 根據權利要求1所述的方法，其中，在所述第一投影角度和所述第二投影角度對所述對象(110a)的厚度 和物質組分進行估計包括在不同的投影角度完成對所述對象(110a)的最初衰減測量。
4、 根據權利要求1所述的方法，其中，選擇分配給所述第一投影角度的第一和第二 X射線能量包括對於不同的第一和第二 X射線能量的各種組合，計算相應的第一 公共信噪比；選擇所述第一和所述第二 x射線能量，以得到最大的第一公共信噪比。
5、 根據權利要求1所述的方法，其中，選擇分配給所述第二投影角度的第一和第二 X射線能量包括對於不同的第一和第二 x射線能量的各種組合，計算相應的第二 公共信噪比；選擇所述第一和所述第二 X射線能量，以得到最大的第二公共信噪比。
6、 根據權利要求1所述的方法，還包括-在穿過所述對象(110a)的X射線的另一投影角度，對所述對象(110a)的厚度和物質組分進行估計；選擇分配給所述另一投影角度的第一 X射線能量和分配給所述另一投 影角度的第二X射線能量，以使得根據分配給所述另一投影角度的第一 X射線能量和根據分配給所述另一投影角度的第二 X射線能量，衰減數據 的另一公共信噪比得以優化；在所述第一投影角度，用分配給所述另一投影角度的第一 X射線能量 和分配給所述另一投影角度的第二 X射線能量，採集所述對象(110a)的 X射線衰減數據。
7、 根據權利要求1所述的方法，其中，所述第一 X射線能量和所述第二 X射線能量處在10keV和150keV之 間的任何範圍內。
8、 根據權利要求1所述的方法，其中，所述第一 X射線能量和所述第二 X射線能量由發出多色能量譜的X射 線源(105)提供。
9、 根據權利要求1所述的方法，其中， 所述第一 X射線能量是第一能量區間。
10、 根據權利要求9所述的方法，其中， 所述第二X射線能量是第二能量區間。
11、 根據權利要求10所述的方法，其中，在能量刻度上， 所述第一能量區間和對應的第二能量區間在表示門限能量的相應能量值處彼此毗鄰。
12、 根據權利要求1所述的方法，其中，在所述第一和所述第二投影角度分別採集X射線衰減數據包括 使用具有能量分辨能力的X射線檢測器(115); 根據當前投影角度，分別改變所述第一和所述第二 X射線能量。
13、 根據權利要求8所述的方法，其中，在所述第一和所述第二投影角度分別採集X射線衰減數據包括 根據當前投影角度，改變所述X射線源(105)的加速電壓。
14、 根據權利要求8所述的方法，其中，在所述第一和所述第二投影角度分別採集X射線衰減數據包括根據當前投影角度，改變布置在所述X射線源(105、 305)和專用X射線檢測器(115)之間的濾波器(337)的材料和/或厚度。
15、 根據權利要求14所述的方法，其中， 改變所述濾波器(337)的材料和/或厚度，以使得 至少在所述第一投影角度和所述第二投影角度，對穿過所述對象(110a)的X射線的全部吸收保持至少基本穩定。
16、 根據權利要求14所述的方法，其中， 改變所述濾波器(337)的材料和/或厚度包括根據所述當前的投影角度，以對稱的方式把兩個濾波器單元 (335a、 335b)移入和移出所述X射線源(305)發射的X射線波束(307)。
17、 一種計算機斷層攝影系統，根據與兩種不同的X射線能量相關的 衰減數據生成被檢查對象(110a)的圖像，所述計算機斷層攝影系統(100)包括輻射源(105)，用於發出輻射波束(107);輻射檢測器(115)，用於檢測所述波束穿過所述對象(110a)之後的輻 射波束(107);可旋轉的支架(101)，用於繞著所述被檢査對象(110a)共同地旋轉 所述輻射源(105)和所述輻射檢測器(115);存儲器(562)，用於存儲與所述對象(110a)的厚度和/或物質組分相 關的估計數據以及存儲所述對象(110a)的X射線衰減數據，所述X射線 衰減數據是在不同的投影角度用兩種不同的X射線能量採集的；數據處理器(561)，用於執行在權利要求l中闡述的方法。
18、 一種用於對與兩種不同的X射線能量相關的衰減數據的信噪比進 行動態優化的數據處理設備，其中所述衰減數據用於重建被檢査對象(U0a)的圖像，所述數據處理設備(560)包括存儲器(562)，用於存儲與所述對象(110a)的厚度和/或物質組分相 關的估計數據及存儲所述對象的X射線衰減數據，所述X射線衰減數據是在不同的投影角度用兩種不同的x射線能量採集的；數據處理器(561)，用於對與兩種不同的X射線能量相關的用於重建 被檢査對象(110a)的圖像的衰減數據的信噪比進行動態優化， 所述數據處理器(561)用於執行在權利要求1中闡述的方法。
19、 一種存儲電腦程式的計算機可讀介質，所述電腦程式對與兩 種不同的X射線能量相關的衰減數據的信噪比進行動態優化，其中所述衰 減數據用於重建被檢查對象(110a)的圖像，當所述電腦程式由數據處理器(561)運行時用於執行在權利要求1 中闡述的方法。
20、 一種程序單元，用於對與兩種不同的X射線能量相關的衰減數據 的信噪比進行動態優化，其中所述衰減數據用於重建被檢查對象(110a) 的圖像，當所述程序單元由數據處理器(561)運行時用於執行在權利要求1中 闡述的方法。
全文摘要
本文描述了一種方法，其對與兩種不同的X射線能量相關的衰減數據的信噪比進行動態優化，以用於重建被檢查對象的圖像。所述方法包括(a)在多個不同的投影角度估計對象的厚度和物質組分；(b)對於各種投影角度中的每一個，計算不同的第一和第二X射線能量的各種組合的相應公共信噪比；(c)對於各種投影角度中的每一個，選擇第一和第二X射線能量，以得到相應的最大公共信噪比；(d)對於各種投影角度中的每一個，採集對象的X射線衰減數據，由此，兩種X射線能量是使分配給各自的投影角度的信噪比最大的X射線能量。
文檔編號G01T1/29GK101416073SQ200780011905
公開日2009年4月22日 申請日期2007年3月15日 優先權日2006年3月29日
發明者A·齊格勒, E·羅塞爾 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司