雙能x射線成像中的噪聲降低的製作方法

2023-08-08 04:11:06

專利名稱：雙能x射線成像中的噪聲降低的製作方法
技術領域：
本發明涉及雙能X射線成像領域。由於使用了兩個頻譜不同的X射線
數據採集，從而獲得了同一個所關注區域的兩個不同圖像。具體而言，本
發明涉及一種方法，用於降低與兩個頻譜上不同的X射線數據採集相對應 的x射線衰減數據的統計噪聲。
本發明還涉及一種數據處理設備，用於降低與兩個頻譜上不同的X射 線數據採集相關的X射線衰減數據的統計噪聲。
此外，本發明涉及用於雙能x射線成像的射線照相系統。而且，本發明涉及一種計算機可讀介質和一種程序單元，其包含指令，
用於執行上述方法，以降低與兩個頻譜上不同的X射線數據採集相關的X
射線衰減數據的統計噪聲。
背景技術：
當前，醫生和技師通常有權使用非常先進的醫學診斷X射線成像設備。 通常在X射線成像設備的操作過程中，X放射源在完全受控的情況下發射 出X射線光子。X射線光子穿過受檢査的患者的關注區(ROI)，並撞擊在 檢測器上。過去，X射線成像設備採用初級膠片(rudimentary film)的檢測 器。然而，近來的發展已經產生了固態檢測器，其包括分立檢測器元件構 成的網格，所述分立檢測器元件分別響應於X射線光子的照射。然而不管 使用什麼檢測器，目的是相同的，即產生所關注對象內的預先選擇的ROI (例如特定類型的組織)的清晰的結果圖像。
然而，存在與產生清晰的結果圖像相關的固有困難。具體而言，因為X 射線光子穿過整個患者，因此在檢測器上構成的圖像是X射線光子所穿過 的包括預先選擇的ROI在內的全部解剖結構的疊加。有時將這種解剖結構 的疊加稱為"解剖噪聲"。解剖噪聲對結果圖像的影響是產生混亂、陰影及 其它模糊效果，這些效果產生了比理想的清晰結果圖像難以理解得多的結果圖像。
減小解剖噪聲的影響的嘗試例如包括"雙能成像"。當釆用雙能成像時，
醫生或技師採集兩個圖像，每一個圖像都具有不同的平均x射線光子能量。
因為不同的內部結構吸收不同的X射線光子能量的程度不同，因此就可以
合併這兩個結果圖像來抑制解剖噪聲。雙能技術通常以兩種方式之一來進行。
第一個方案使用兩個堆疊的檢測器。然後單次曝光在前檢測器中產生
第一圖像。 一些X射線光子繼續穿過該前檢測器，撞擊到後檢測器上。將 前檢測器與後檢測器設計為感測不同的平均能量，從而產生ROI的對應於 兩個不同平均X射線光子能量的兩個圖像。第二個方案使用單個檢測器和 兩次曝光，每一次曝光都使用不同的X射線光子能量。
US6，408,050 Bl公開了一種方法，用於對所關注區域進行取決於能量 的成像。該方法包括以下步驟在檢査期間使X射線檢測器對X射線光子 曝光；將X射線光子分為兩組具有高於所選能量閾值的能量的光子，和 具有低於所選能量閾值的能量的光子。計數具有高於閾值的能量的X射線 光子，以提供第一能量光子計數，同時計數具有低於閾值的能量的X射線 光子，以提供第二能量光子計數。該方法將第一能量光子計數與第二能量 光子計數在存儲器中存儲為檢查數據，並通過將圖像處理技術用於該檢査 數據來產生圖像。
WO2005/092187A1公開了一種設備和一種方法，用於血管造影成像。 從而在將造影劑注入對象的冠狀動脈時，給予X射線管能量，並成像心肌 層。用檢測器採集單個光子計數數據，同時，設定兩個閾值以同時構成低 能量圖像和高能量圖像。處理並顯示這些圖像。通過使用放射源來調整閾 值能級，其中，除其它輻射外，該放射源還發出具有規定能量，例如32keV 的X射線光子。在監控輸出計數率的同時，為每一個讀出通道逐漸增大低 能級鑑別器的閾值能級。隨著鑑別器能級增大到超過32keV，計數率下降。 將閾值能級設定為一個略低於該下降能級的能級。
在對病人的X射線成像中，將放射劑量減小為最小值一直是個難題。 為了解決這個難題，具有高效率光子計數的現代化的X射線檢測器是非常 有用的。這種X射線檢測器通常包括布置在陣列中的多個檢測器元件，以便提供二維空間解析度。然而，當減小放射劑量時，每一個檢測器元件的 光子計數率也減小。這具有這樣的結果艮卩，所採集的圖像呈現出噪聲背 景。換句話說，減小了信噪比(SNR)。
需要在雙能X射線成像中降低噪聲，以便改善所採集圖像的SNR。

發明內容
可以藉助於根據獨立權利要求的主題來滿足這個需要。由從屬權利要 求來說明本發明的有利實施例。
根據本發明的第一方面，提供了一種方法，用於降低與兩個頻譜不同 的X射線數據採集，即第一頻譜X射線數據採集和第二頻譜X射線數據採
集，相關的x射線衰減數據的統計噪聲，尤其用於為雙能x射線成像提高
總信噪比。
所述的方法包括步驟(a)獲得表示在所關注對象內的所關注區域的X 射線衰減特性的數據，(b)為穿過所關注區域的預定X射線波束路徑分別 確定第一頻譜X射線數據採集的第一基於衰減的線積分和第二頻譜X射線 數據採集的第二基於衰減的線積分，以及(c)分別基於對於第一頻譜X射 線數據採集和第二頻譜X射線數據採集的指定信噪比，計算第一基於衰減 的線積分的預期的第一信噪比和第二基於衰減的線積分的預期的第二信噪 比。
所述方法還包括步驟(d)為與所述第一頻譜X射線數據採集不同的 其他第一頻譜X射線數據採集，和/或為與所述第二頻譜X射線數據採集不 同的其他第二頻譜x射線數據採集，重複上述的確定基於衰減的線積分並 計算預期信噪比的步驟，以及(e)選擇改進的第一頻譜X射線數據採集和 /或改進的第二頻譜X射線數據採集，以便提高基於所述第一基於衰減的線 積分和所述第二基於衰減的線積分的X射線圖像的總信噪比。
本發明的這個方面基於這樣的觀念由於光子統計的原因，圖像的信 噪比(SNR)強烈地依賴於圖像中每一個像素的光子計數率。對於可以將 以不同平均X射線能量獲得的兩個圖像合併成最終圖像的雙能成像也是如 此。可以藉助於適當的圖像處理過程來完成這個合併。實際中也可以由醫 師來進行這個合併，醫師獲得由這兩個圖像提供的信息，以便基於其對藉助雙能成像獲得的獨立圖像的經驗提供診斷。
根據所述方法，選擇兩個不同x射線測量的兩個頻譜特性，以使得這
兩個圖像中的每一個都程度不同地得益於足夠的計數率。換句話說，通過
考慮這兩個圖像各自的SNR，可以獲得最終圖像的最大總SNR。這意味著 以這樣的方式來執行頻譜測量用於兩個圖像的計數率都至少具有可接受 的程度，以便不會使得一個圖像具有非常高的SNR，另一個圖像具有非常 低的SNR。
所述所關注對象例如是人體或動物體。所述所關注區域通常是所關注 對象的一部分，例如患者的頭部。
根據本發明的實施例，該方法還包括測量與改進的頻譜X射線數據 採集相對應的、所關注區域的X射線衰減數據。該改進的X射線測量可以 用於任何類型的類似雙能X射線數據採集中，以便將有效信噪比減小到最 小值。
根據本發明進一步的實施例，採集衰減數據的步驟包括步驟從標準
數據集獲得相應的數據。所述標準數據集例如可以從與所關注的真實對象
相對應的標準仿真模型(phantom)得到。當前，可以為人體中的所有特定 部分獲得適當的仿真模型。這些仿真模型包括不同物質的組合，其至少在 與診斷相關的能量範圍內呈現出與所關注對象相類似的X射線衰減或X射 線吸收特性。常見的物質例如是水和鈣。
必須提到，並非必須要使用物理上存在的仿真模型。為執行上述的方 法，使用這種仿真模型的X射線衰減數據就已足夠了。這些數據是可以公 開獲得的，例如在網際網路上。
根據本發明進一步的實施例，採集衰減數據的步驟包括步驟完成對 對象的初始衰減測量。這會提供這樣的優點可以估計真實對象的預期厚
度和物質組合。真實對象的這些與X射線有關的特性的大概知識可以更好 地改進頻譜X射線數據採集，以便可以進一步提高總信噪比。
在檢查病人的情況下，初始衰減測量可以允許對信噪比的病人自適應 優化。
可以以所關注區域的多個不同投影角度實施初始衰減測量，以使得該 測量對應於受檢査對象的初始掃描圖或預掃描。然而，以相對低的劑量來完成初始衰減測量通常就足夠了，以使得即使是在受檢査對象是人的情況 下，最終重構的雙能三維圖像的改進的質量能夠證明這種額外的放射劑量 起到積極作用的。
必須指出，可以以一個或兩個不同光子能量來實施初始測量。在任何 情況下都應該以這樣的精度來估計真實對象的厚度和物質組合即，使得 最終重構的雙能三維圖像的改進的質量能夠證明由初始測量造成的額外的 放射劑量起到積極作用的。
根據本發明進一步的實施例，可以為穿過所關注區域的不同X射線波 束路徑執行所述的確定基於衰減的線積分的步驟和所述的計算預期信噪比
的步驟。其優點是顯著改善了SNR最大化過程，因為可以使用一個以上的 穿過所關注區域的X射線波束路徑的衰減數據。這就可以得益於由所關注
區域引起的預期X射線衰減的詳細準確的知識。通常，以下是適用的在
改進第一x射線能量和/或改進第二x射線能量時所考慮的不同波束路徑的數量越多，總SNR優化過程就越好。
根據本發明進一步的實施例，在10keV與150keV之間的能量範圍內實 施第一頻譜X射線數據採集和第二頻譜X射線數據採集。這個能量區間表 示與診斷相關的能量範圍。
在這點上必須指出，通常以大量成分包含在人和/或動物體內的所有元 素都具有相對低的原子序數。因此，X射線吸收的特徵K邊緣完全在該指 定的能量範圍的最低限度之下。因此，衰減線積分對能量的相關性通常是 平滑函數，且能夠由兩個基於衰減的函數很好的表示，例如光效應和康普 頓效應。
根據本發明進一步的實施例，藉助於發出多色頻能量譜的X放射源來
執行第一頻譜x射線數據採集和第二頻譜x射線數據採集。通常，x射線
管發出這樣的多色頻頻譜，其尤其依賴於加速電壓。此外，可以使用兩個
或多個不同x放射源。
可以同時檢測屬於多色頻能量譜內的兩個不同能量區間的x射線光 子。從而必須使用適當的能量分辨檢測器，以便相互辨別出屬於不同x射
線能量的光子。
必須提及，也可以連續地檢測屬於不同x射線能量區間的光子。例如，其可以通過改變單個X射線管的工作狀態來實現，具體的是通過改變加速
電壓，或通過使用不同的x射線濾波器。在此情況下，不提供能量分辨能
力的常用X射線檢測器就已足夠了 。
根據本發明進一步的實施例，在第一能量區間內實施第一頻譜x射線
數據採集。其優點是可以使用在這個能量區間內的全部光子，以便增加有
效光子計數率，並由此增加相應的SNR。
根據本發明進一步的實施例，在第二能量區間內實施第二頻譜X射線 數據採集。從而，可以以這樣的方式來選擇第一能量區間和第二能量區間 即，使得穿過所關注區域的大多數光子都對最終圖像有貢獻。因此，可以 有效的使用用於患者的放射劑量，以在最終雙能X射線圖像內獲得較高的 光子計數率。
根據本發明進一步的實施例，第一能量區間與第二能量區間在某個能
量值處彼此相鄰。這個能量值表示閾值能量。其優點是可以使用所具有
的能量處於寬能量範圍內的全部光子，以便獲得雙能圖像。可以由包含適
當能量分辨能力的x射線檢測器來完成該能量分離。從而，可以將具有低
於該閾值能量的能量的光子計數為第一放射事件。因此，可以將具有高於 閾值能量的能量的光子計數為第二能量發射事件。
根據本發明進一步的實施例，選擇改進的頻譜X射線數據採集的步驟
包括改變閾值能量。其優點是通過僅改變一個參數就同時改變了兩個X
射線測量。
根據本發明進一步的實施例，在恆定放射劑量的條件下執行所述的確
定基於衰減的線積分的步驟、計算預期信噪比的步驟以及選擇改進的頻譜x
射線數據採集的步驟。這提供了以下優點在與患者高度相關的恆定條件 下執行優化過程，以便不會增加偶然的和/或不必要的放射劑量。
根據本發明進一步的實施例，該方法還包括步驟(a)改變布置在每一 個X射線波束路徑中的濾波器的材料和/或厚度，和/或包括步驟(b)改變 產生X射線波束的X射線管的加速電壓。因此，不僅可以優化閾值能量， 還可以改變相應X射線成像設備的不同參數，以便獲得結果雙能圖像的 SNR最大值。
必須提及，上述方法不限於雙能X射線成像。由於現代化的檢測器提供了高能量分辨能力，且更現代化的數據處理設備提供了高運算能力，因
此也可以用三個或更多頻譜不同的X射線數據採集的相應X射線測量來完
成所述的方法。因此，可以產生更多提供信息的x射線圖像。
還可以通過一種數據處理設備來滿足上述需要，其用於降低與兩個頻
譜不同的X射線數據採集，即第一頻譜X射線數據採集和第二頻譜X射線
數據採集，相關的x射線衰減數據的統計噪聲，尤其用於提高雙能x射線
成像的總信噪比。
根據本發明的這個方面，該數據處理設備包括存儲器，用於存儲表示
在所關注對象內的所關注區域的X射線衰減特性的指定X射線衰減數據。
該數據處理設備還包括數據處理器，其適於執行以下操作
(a)為穿過所關注區域的預定X射線波束路徑分別確定第一頻譜X 射線數據採集的第一基於衰減的線積分和第二頻譜X射線數據採集的第二 基於衰減的線積分，(b)分別基於對於第一頻譜X射線數據採集和第二頻 譜X射線數據採集的指定信噪比，計算第一基於衰減的線積分的預期第一 信噪比和第二基於衰減的線積分的預期第二信噪比，(c)對與所述第一頻 譜X射線數據採集不同的其他第一頻譜X射線數據採集和/或與所述第二頻 譜X射線數據採集不同的其他第二頻譜X射線數據採集，重複上述確定基 於衰減的線積分和計算預期信噪比的步驟，以及(d)選擇改進的第一頻譜 X射線數據採集和/或改進的第二頻譜X射線數據採集，以便提高基於所述 第一基於衰減的線積分和所述第二基於衰減的線積分的X射線圖像的總信 噪比。
根據本發明進一步的實施例，該數據處理器還適於執行步驟處理與
所述改進的頻譜x射線數據採集相對應的、所關注區域的測量的x射線衰 減數據。這意味著除了優化在頻譜上易受影響的x射線測量，尤其是閾值 能量之外，數據處理器還能夠用於執行對於基於多個所採集的x射線衰減
數據產生可觀看圖像而言所必需的數字圖像處理。
還可以通過一種射線照相系統來滿足上述需要，射線照相系統基於與
兩個頻譜不同的x射線數據採集，即第一頻譜x射線數據採集和第二頻譜 x射線數據採集，相關的x射線衰減數據，產生所關注區域的x射線圖像。
該射線照相系統包括放射源，其適於發射出放射線波束；放射線檢測器，其適於在放射線波束穿過所關注區域後檢測該放射線波束；存儲器， 用於存儲表示在所關注對象內的所關注區域的X射線衰減特性的指定X射 線衰減數據；以及數據處理器。該數據處理器適於執行以下操作
(a)為穿過所關注區域的預定X射線波束路徑分別確定第一頻譜X 射線數據採集的第一基於衰減的線積分和第二頻譜X射線數據採集的第二 基於衰減的線積分，(b)分別基於對於第一頻譜X射線數據採集和第二頻 譜X射線數據採集的指定信噪比，計算第一基於衰減的線積分的預期第一 信噪比和第二基於衰減的線積分的預期第二信噪比，(c)對與所述第一頻 譜X射線數據採集不同的其他第一頻譜X射線數據採集和/或與所述第二頻 譜X射線數據採集不同的其他第二頻譜X射線數據採集，重複上述確定基 於衰減的線積分和計算預期信噪比的步驟，以及(d)選擇改進的第一頻譜 X射線數據採集和/或改進的第二頻譜X射線數據採集，以便提高基於所述 第一基於衰減的線積分和所述第二基於衰減的線積分的X射線圖像的總信 噪比。
所述放射源可以是常規X射線源。優選的，所述放射源適於發射出多 色頻X射線放射波束。所述放射線檢測器可以由單個放射線檢測器、多個 放射線檢測器或檢測器陣列構成。優選的，所述放射線檢測器包括能量分 辨能力，以便在不必改變檢測器設置或操作模式的情況下，可以檢測到在 第一 X射線能量區間內或在第二 X射線能量區間內的光子。
該射線照相系統例如可以是產生3D圖像的雙能計算機斷層攝影(CT) 系統。然而，所述噪聲降低也可以用於通常產生2D圖像的雙能計算機斷層 攝影系統，如血管造影X射線成像系統。在任何情況下，都可以在有或沒 有造影劑的情況下實施雙能X射線成像。
根據本發明的實施例，所述放射線檢測器包括能量分辨能力。這意味 著所述放射線檢測器以及(如有必要)布置在相對於檢測器的下遊的電子 設備能夠將光子區分為兩個不同事件之一。優選的，可以將具有低於閾值 能量的能量的光子計數為第一能量放射事件。因此可以將具有高於閾值能 量的能量的光子計數為第二能量放射事件。
所述放射線檢測器可以是包括能量集中式檢測器，例如閃爍檢測器。 這使得檢測器輸出與檢測到的光子的能量成正比。作為備選方案，所述放射線檢測器可以是能量鑑別檢測器，其中，根據檢測到的光子的能量是在 第一能量區間內還是在第二能量區間內，來輸出兩種信號。
還可以通過一種計算機可讀介質來滿足上述需要，在該計算機可讀介
質上存儲了電腦程式，用於降低與兩個頻譜不同的x射線數據釆集，即
第一頻譜X射線數據採集和第二頻譜X射線數據採集，相關的X射線衰減
數據的統計噪聲。當由處理器執行時，該電腦程式適於完成包括上述方 法的示例性實施例的步驟的操作。
還可以通過一種程序單元來滿足上述需要，用於降低與兩個頻譜不同
的X射線數據採集，即第一頻譜X射線數據採集和第二頻譜X射線數據採
集，相關的x射線衰減數據的統計噪聲。當由處理器執行時，該程序單元
適於完成包括上述方法的示例性實施例的步驟的操作。
該程序單元可以用任何適合的程式語言來編寫，諸如例如，C++，並且 可以存儲在計算機可讀介質上，諸如CD-ROM。此外，可以從網絡獲得計 算機程序，諸如全球資訊網，可以從網絡上將電腦程式下載到圖像處理單元 或處理器，或任何適合的計算機中。
必須指出，已經參照不同的主題說明了本發明的實施例。具體的，參 照裝置類型權利要求說明了一些實施例，參照方法類型權利要求說明了其 它實施例。然而，本領域技術人員會從以上及隨後的說明中認識到，除非 另有聲明，否則會認為除屬於一個主題的特徵的任意組合之外，與不同主 題相關的特徵之間的任意組合，特別是裝置類型權利要求的特徵與方法類 型權利要求的特徵之間的特徵組合都己在本申請中公開。
由下文中說明的實施例的範例，本發明上述及更多方面會是顯而易見 的，並參考實施例的範例來加以解釋。下文中參考實施例的範例將更詳細 的說明本發明，但本發明不限於此。


圖1顯示了雙能計算機斷層攝影(CT)系統的簡化的示意圖。 圖2顯示了用於降低與兩個頻譜不同的X射線數據採集相關的X射線 衰減數據的統計噪聲的方法的流程圖。
圖3顯示了描繪當分割兩個能量窗口的閾值能量ET改變時所獲得的兩個不同圖像的SNR的示範性特性的圖示。
圖4顯示了用於執行根據本發明的方法的示範性實施例的圖像處理設備。
具體實施例方式
附圖中的描繪是示意性的。注意在不同附圖中，以相同參考標記，或 僅是第一個數字與相應參考標記不同的參考標記提供了相似或相同的元 件。
以下會首先給出一些與雙能成像中SNR的光子統計學影響有關的理論 背景信息。
雙能X射線成像在常規X射線或計算機斷層攝影(CT)系統的圖像處 理步驟中引入了額外的處理步驟。這個處理步驟基於一個重要的理解，艮P， 在診斷所關注的能量範圍(即在約10keV與150keV之間的能量範圍)中的 物質的質量衰減係數^E)的能量相關性可以很好地以僅僅兩個基於衰減的 函數h(E)和^(E)的線性組合來近似。從物理學觀點，可以理解為是光效應 和康普頓散射的總橫截面之和。
然而，也可以通過水和鈣的質量衰減的組合來描述這個特性。這些基 礎材料對於醫師而言常常是更方便地理解活的人和/或動物組織的X射線衰 減特性，因為這些材料是人體組織的重要組成部分。
上述處理步驟包括以下非線性方程式組的解
M = q =力(4,4) (la)
M2 = C2 「 0>2(￡)一(￡)-輛(￡)/)2(五),=/2(4，4) (lb)
在此，Mjn M2是分別在從0到ET和從ET到^範圍的能量區間中所檢 測到的光子數。d和C2分別是通過校準過程獲得的係數。Et是用於將各個 光子檢測事件分為對1V^有貢獻的事件或對M2有貢獻的事件的閾值能量。 為了避免過多的檢測器噪聲，除了Et之外，還必須設定低能量噪聲閾值。
在以上指定的公式中，^(E)和02(E)分別表示在兩個上述能量區間內 的經濾波的光子數頻譜，其中這些光子撞擊所關注對象。D"E)和D2(E)分別 表示用於這兩個能量區間的相應檢測器的效率。A和A2是表示考慮中的對formula see original document page 18 (2a)formula see original document page 18 (2b)
象通路的質量衰減線積分。
可以將兩個公式(la)和(lb)寫為僅取決於A,和A2的函數， 通過formula see original document page 18
顯示了所導出的量Ai的方差dV與原始測量值Mi的信噪比SNR,和SNR2
有關，
從而formula see original document page 18
在此，叫表示在傳輸穿過對象的頻譜上的有效衰減係數。通過使用所
謂的高斯誤差傳遞規則，公式(2a)和(2b)可以由以上給出的公式(la)和(lb)導
出。CJAi直接正比於一高斯分布的寬度，該高斯分布將質量衰減線積分Ai
的分布描述為光子計數的統計分布。
可以易於從以上給出的公式領會到，兩個圖像中每一個的最大SNR強 烈地依賴於閾值能量ET。這意味著，對於重構的光或康普頓圖像或者對於 水或鈣的圖像，最佳Et是不同的。然而，頻譜和基礎材料常常會主要通過 以上公式中的分母來影響噪聲，所述分母等於由5(^=01 ^122卞12^)2給出的 所謂的"頻譜質量因子"。因此，用於光和康普頓圖像(或水和鈣圖像)的 最佳閾值會是相似的。
根據下文所述的本發明的實施例，通過在恆定患者劑量的條件下優化 閾值能量ET來實現以上給出的方差的最小化和相應的SNR的最大化。
必須指出，這個優化過程可以部分地與通常用於X射線濾波器材料的 材料的模擬變化和/或該材料的厚度的模擬變化相結合。而且，優化過程還 可以與管電壓中的變化的模擬相結合。
圖1顯示了計算機斷層攝影設備100，其也稱為CT掃描器。CT掃描 器100包括掃描架101，其可以圍繞旋轉軸102旋轉。藉助於電機103來驅 動掃描架101。
參考數字標記105指示了放射源，例如X放射源，其發射出多色頻(polychromatic)放射線。CT掃描器100還包括窗孔系統106，其將從放 射源105發射出的放射線波束成形為多色頻放射線波束107。還可以通過濾 波器單元(未示出)來改變從放射源105射出的放射線波束的頻譜分布， 將該濾波器單元布置在窗孔系統106附近。
引導放射線波束107,使其穿過所關注區域110a，放射線波束107可 以是錐形或扇形波束107。根據同此所述的實施例，所關注區域是患者110 的頭部110a。
患者110位於工作檯112上。將患者的頭部110a布置在掃描架101的 中央，其表示CT掃描器100的檢査區域。在多色頻放射線波束107穿過所 關注區域110a之後，撞擊到放射線檢測器115上。為了能夠將每一個光子 檢測事件分為低能量光子事件或高能量光子事件，放射線檢測器115包括 能量分辨能力。
可以按照圖1所示，將能量分辨檢測器115布置在掃描架101上，與 放射源105相對。檢測器115包括多個檢測器元件115a，其中，每一個檢 測器元件115a都能夠檢測被患者110的頭部110a散射或穿過頭部110a的 X射線光子。
在掃描所關注區域110a期間，X放射源105、窗孔系統106和檢測器 115與掃描架101 —起在由箭頭117所指明的旋轉方向上旋轉。為了掃描架 101的旋轉，將電機103連接到電機控制單元120，電機控制單元120自身 連接到數據處理設備125。數據處理設備125包括重構單元，可以藉助於硬 件和/或藉助於軟體來實現該重構單元。重構單元適於基於在不同觀察角度 下獲得的多個2D圖像來重構3D圖像。
而且，數據處理設備125還充當控制單元，其與電機控制單元120通 信，以便協調掃描架101的運動與工作檯112的運動。由電機113實施工 作臺112的線性位移，電機113也連接到電機控制單元120。
CT掃描器100採集頭部110a的計算機斷層攝影數據。從而，掃描架 101旋轉，同時將工作檯112線性的平行於旋轉軸102移位，以便實施對所 關注區域110a的螺旋狀掃描。
應指出，還可以實施環形掃描，在此情況下，在平行於旋轉軸102的 方向上沒有位移，而僅有掃描架101圍繞旋轉軸102的旋轉。從而可以以高精度測量頭部110a的分層切片。
將檢測器115耦合到脈衝鑑別器單元118，脈衝鑑別器單元118能夠將 每一個光子檢測事件分為低能量事件或可替換的分為高能量事件。將脈衝 鑑別器單元118耦合到數據處理設備125，數據處理設備125能夠基於相應 的低能量光子計數和相應的高能量光子計數，來重構兩個不同的3D圖像。 可以藉助於數據處理設備125來合併這些圖像，以便產生最終的3D圖像。 作為替代，可以分別輸出這兩個圖像，以便醫師能夠理解這兩個圖像。
必須提及，在檢測器115與數據處理設備125中間還可以連接其他電 子設備，其能夠對所採集的投影數據的實時數據處理。
為了觀察重構的圖像，提供了顯示器126，其耦合到數據處理設備125。 另外，這兩個圖像還可以由印表機127列印出來，印表機127也耦合到數 據處理設備125。此外，還可以將數據處理設備125耦合到圖像存檔及通信 系統128 (PACS)。
應指出，可以將監視器126、印表機127和/或在CT掃描器100內提供 的其它設備布置在計算機斷層攝影設備100的本地。作為替代，這些組件 可以遠離於CT掃描器100，例如在機構或醫院內的其它地方，或者在經一 個或多個可配置網絡，例如網際網路、虛擬專用網等，連結到CT掃描器100 的完全不同的地點處。
圖2顯示了用於降低與兩個不同X射線能量區間，即第一 X射線能量 區間和第二 X射線能量區間，相關的X射線衰減數據的統計噪聲的示範性 方法的流程圖，該方法具體的用於提高雙能X射線成像的總信噪比。該方 法開始於步驟S1。
在步驟S2，選擇所關注對象內的所關注區域。所關注區域可以是所關 注對象(例如人體)的一部分，或者可以是整個對象。
在步驟S3，選擇適當的仿真模型。所述仿真模型表示所關注區域的X 射線衰減特性。尤其是可以為人體的所有部分獲得適當的影像。這些仿真 模型包括不同物質的組合，其至少在與診斷相關的能量區間內呈現出相似 的X射線衰減或X射線吸收特性。
必須指出，不使用仿真模型來提取與所關注區域的預期X射線衰減相 關的信息，或者除了使用仿真模型之外，也可以完成真實對象的初始衰減測量。其優點是，可以估計真實對象的預期厚度和物質合成。在檢査病人 的情況下，初始衰減測量可以實現信噪比的患者自適應優化。
在步驟S4，分別確定第一頻譜X射線數據採集的第一基於衰減的線積 分和第二頻譜X射線數據採集的第二基於衰減的線積分。兩個基於衰減的 線積分都是針對穿過仿真模型的預定X射線波束路徑而確定的。
在步驟S5，分別基於對於第一和第二頻譜X射線數據採集的指定信噪 比，計算第一基於衰減的線積分的預期的第一信噪比和第二基於衰減的線 積分的預期的第二信噪比。
在步驟S6，對與該第一頻譜X射線數據採集不同的至少一個其他第一 頻譜X射線數據採集和/或與該第二頻譜X射線數據採集不同的至少一個其 他第二頻譜X射線數據採集，重複上述的確定基於衰減的線積分的步驟和 計算預期信噪比的步驟。從而為每一個頻譜X射線數據採集確定這兩個信 噪比的相關性。
可以非常容易的將SNR的能量相關性示出為僅僅一個參數的函數。這 個情況是是否在兩個相鄰的X射線能量區間內實施這兩個頻譜不同的X射 線數據採集，這兩個相鄰的X射線能量區間是由所謂的閾值能量ET來彼此 相分離。將兩個相鄰能量區間分別指定給兩個頻譜數據採集具有更多的優 點即，可以將穿過所關注區域的全部光子用於雙能成像。
在步驟S7，選擇改進的第一頻譜X射線數據採集和/或改進的第二頻譜 X射線數據採集，以便提高基於所述第一基於衰減的線積分和所述第二基 於衰減的線積分的X射線圖像的總信噪比。
最後，該方法結束於步驟S8。
可以將所述改進的第一頻譜X射線數據採集和/或改進的第二頻譜X射 線數據採集用於所關注區域110a的雙能成像。由於完全可以在物理X射線 成像之前完成上述方法，因此可以沒有延遲地實施實際的雙能X射線成像。 因此，本發明的實現是基於相對於可變能量閾值Et的、模擬數據的SNR 的最大化處理。
圖3顯示了描繪在用於分割兩個能量區間的閾值能量ET變化時，以這 兩個不同X射線能量區間獲得的兩個不同圖像的SNR的示例性特性的示例 圖。該圖將光/康普頓信號的SNR顯示為能量閾值ET的函數。該示例圖顯示了在仿真模型由20cm的水和2cm的鈣組成的情況下，基於以上給定的 公式的優化結果。將陽極電流設定為lOOmA，將X射線管電壓認為是 120kV。如同由示出的SNR特性可知，用於這兩個成分的最佳閾值約為 65keV。
必須指出，發明人還給出了圖3中的這兩個SNR的極大值為何在閾值 能量的相同值附近的原因。如由公式(2a)和(2b)見到的，方差a^的值
主要取決於以上給出的SQF，對於(ta卩和(JA22也是一樣。方差Oa 和C7a22 各自的分子分別呈現出與閾值能量的弱相關性。可以從這樣的事實理解它
必須將來自總光子數中的每一個光子計數為低能量事件或高能量事件之
一。這意味著每一個光子增加SNR,或增加SNR2。由於是對倒置SNRj值求 和來得到CTa 及cja22，因此ET的變化僅僅微弱地影響方差CJa卩及cja22。
圖4示出了根據本發明的數據處理設備425的示例性實施例，用於執 行根據本發明的方法的示例性實施例。數據處理設備425包括中央處理單 元(CPU)或圖像處理器461。圖像處理器461連接到存儲器462，用於臨 時存儲採集的投影數據，經總線系統465將圖像處理器461連接到多個輸 入/輸出網絡或診斷設備，例如CT掃描器。而且，圖像處理器461連接到 顯示設備463，例如計算機監視器，用於顯示信息或者由圖像處理器61重 構的一個或多個圖像。操作者或用戶可以通過圖4中未示出的鍵盤564和/ 或任何其它輸出設備與圖像處理器461交互。
必須指出，本發明並不限於用於產生3D圖像的雙能計算機斷層攝影系 統。所述的噪聲降低還可以用於雙能計算機射線照相成像系統，其通常產 生2D圖像，象例如血管造影X射線成像系統。在任何情況下，都可以在 有或沒有造影劑的情況下實施雙能X射線成像。
應注意術語"包括"不排除其它元件或步驟，"一個"不排除多個。此 外，可以組合與不同實施例相關聯而說明的元件。還應注意不應將在權利 要求書中的參考標記解釋為限制權利要求的範圍。 參考標記列表
100計算機斷層攝影設備/CT掃描器
101掃描架
102旋轉軸103 電機
105多色頻X放射源
106窗孔系統
107多色頻放射線波束
110所關注對象/患者
110a所關注區域/患者的頭部
112工作檯
113 電機
115能量分辨放射線檢測器
115a檢測器元件
117旋轉方向
118脈衝鑑別器單元
120電機控制單元
125數據處理設備(包括重構單元)
126監視器
127印表機
128圖像存檔及通信系統(PACS)
Sl步驟l
S2步驟2
S3步驟3
S4步驟4
S5步驟5
S6步驟6
S7步驟7
S8 步驟8
425數據處理設備
461中央處理單元/圖像處理器
462存儲器
463 顯示設備
464 鍵盤 465 總線系統
權利要求
1、一種方法，用於降低與兩個頻譜不同的X射線數據採集，第一頻譜X射線數據採集和第二頻譜X射線數據採集，相關的X射線衰減數據的統計噪聲，尤其用於提高雙能X射線成像的總信噪比，該方法包括以下步驟獲得表示在所關注對象(110)內的所關注區域(110a)的X射線衰減特性的衰減數據，為穿過所述所關注區域(110a)的預定X射線波束(107)路徑分別確定所述第一頻譜X射線數據採集的第一基於衰減的線積分(A1)和所述第二頻譜X射線數據採集的第二基於衰減的線積分(A2)，分別基於對於所述第一頻譜X射線數據採集和所述第二頻譜X射線數據採集的指定信噪比(SNR1、SNR2)，計算所述第一基於衰減的線積分(A1)的預期的第一信噪比和所述第二基於衰減的線積分(A2)的預期的第二信噪比，針對與所述第一頻譜X射線數據採集不同的其他第一頻譜X射線數據採集和/或與所述第二頻譜X射線數據採集不同的其他第二頻譜X射線數據採集重複上述的確定所述基於衰減的線積分(A1、A2)的步驟和計算所述預期信噪比的步驟，選擇改進的第一頻譜X射線數據採集和/或改進的第二頻譜X射線數據採集，以便提高基於所述第一基於衰減的線積分(A1)和所述第二基於衰減的線積分(A2)的X射線圖像的總信噪比。
2、 如權利要求1所述的方法，還包括測量與所述改進的頻譜X射線數據採集相對應的、所述所關注區域 (110a)的X射線衰減數據。
3、 如權利要求l所述的方法，其中， 所述獲取衰減數據的步驟包括步驟 從標準數據集中獲得相應的數據。
4、如權利要求l所述的方法，其中，所述獲取衰減數據的步驟包括步驟 完成對所述對象(110a)的初始衰減測量。
5、 如權利要求l所述的方法，其中，為穿過所述所關注區域OlOa)的不同X射線波束路徑執行所述確定 基於衰減的線積分(A,、 A2)的步驟和所述計算預期信噪比的步驟。
6、 如權利要求l所述的方法，其中，在10keV與150keV之間的能量範圍內實施所述第一頻譜X射線數據 採集和所述第二頻譜X射線數據採集。
7、 如權利要求l所述的方法，其中，藉助於發出多色頻能量譜的X放射源(105)來執行所述第一頻譜X 射線數據採集和所述第二頻譜X射線數據採集。
8、 如權利要求l所述的方法，其中， 在第一能量區間內實施所述第一頻譜X射線數據採集。
9、 如權利要求8所述的方法，其中， 在第二能量區間內實施所述第二頻譜X射線數據採集。
10、 如權利要求9所述的方法，其中，在能量度量上， 所述第一能量區間與所述第二能量區間在表示閾值能量(Et)的能量值處彼此相鄰。
11、 如權利要求10所述的方法，其中， 所述選擇改進的頻譜X射線數據採集的步驟包括 改變所述閾值能量(Et)。
12、 如權利要求1所述的方法，其中，至少所述確定基於衰減的線積 分(A,、 A2)的步驟、所述計算預期信噪比的步驟和所述選擇改進的頻譜 X射線數據採集的步驟是在恆定放射劑量的條件下執行的。
13、 如權利要求12所述的方法，還包括步驟改變布置在每一個X射線波束路徑中的濾波器的材料和/或厚度，和/或改變用於產生所述X射線波束的X射線管(105)的加速電壓。
14、 一種數據處理設備，用於降低與兩個頻譜不同的X射線數據採集， 第一頻譜X射線數據採集和第二頻譜X射線數據採集，相關的X射線衰減 數據的統計噪聲，尤其用於提高雙能X射線成像的總信噪比，所述數據處 理設備包括存儲器(462)，用於存儲表示在所關注對象(110)內的所關注區域(110a) 的X射線衰減特性的指定X射線衰減數據，以及 數據處理器(461)，其適於執行以下操作-為穿過所述所關注區域(110a)的預定X射線波束路徑分別確定所 述第一頻譜X射線數據採集的第一基於衰減的線積分(A,)和所述第二頻 譜X射線數據採集的第二基於衰減的線積分(A2)，-分別基於對於所述第一頻譜X射線數據採集和所述第二頻譜X射線 數據採集的指定信噪比(SNR。 SNR2)，計算所述第一基於衰減的線積分 (A,)的預期的第一信噪比和所述第二基於衰減的線積分(A2)的預期的 第二信噪比，-針對與所述第一頻譜X射線數據採集不同的其他第一頻譜X射線數 據採集和/或與所述第二頻譜X射線數據釆集不同的其他第二頻譜X射線數 據採集重複上述的確定所述基於衰減的線積分(A、 A2)的步驟和計算所 述預期信噪比的步驟，以及-選擇改進的第一頻譜X射線數據採集和/或改進的第二頻譜X射線數 據採集，以便提高基於所述第一基於衰減的線積分(A,)和所述第二基於 衰減的線積分(A2)的X射線圖像的總信噪比。
15、 根據權利要求14所述數據處理設備，其中，所述數據處理器(461) 還適於執行步驟-處理與所述改進的頻譜X射線數據採集相對應的、所述所關注區域 (110a)的所測量X射線衰減數據。
16、 一種射線照相系統，用於基於與兩個頻譜不同的X射線數據採集， 第一頻譜X射線數據採集和第二頻譜X射線數據採集，相關的X射線衰減 數據，產生所關注區域的X射線圖像，所述射線照相系統包括放射源(105)，適於發射出放射線波束(107)，放射線檢測器(115)，適於在所述放射線波束(107)穿過所關注區域 (110a)之後檢測該放射線波束(107)，存儲器(462)，用於存儲表示在所關注對象(110)內的所述所關注區 域(110a)的X射線衰減特性的指定X射線衰減數據，及 數據處理器(461)，其適於執行以下操作-為穿過所述所關注區域(110a)的預定X射線波束路徑分別確定所 述第一頻譜X射線數據採集的第一基於衰減的線積分(A》和所述第二頻 譜X射線數據採集的第二基於衰減的線積分(A2)，-分別基於對於所述第一頻譜X射線數據採集和所述第二頻譜X射線 數據採集的指定信噪比(SNR,、 SNR2)，計算所述第一基於衰減的線積分 (A》的預期的第一信噪比和所述第二基於衰減的線積分(A2)的預期的 第二信噪比，-針對與所述第一頻譜X射線數據釆集不同的其他第一頻譜X射線數 據採集和/或與所述第二頻譜X射線數據採集不同的其他第二頻譜X射線數 據採集重複上述的確定所述基於衰減的線積分(A,、 A2)的步驟和計算所 述預期信噪比的步驟，及-選擇改進的第一頻譜X射線數據採集和/或改進的第二頻譜X射線數 據採集，以便提高基於所述第一基於衰減的線積分(A》和所述第二基於 衰減的線積分(A2)的X射線圖像的總信噪比。
17、 根據權利要求16所述的射線照相系統，其中， 所述放射線檢測器(105)包括能量分辨能力。
18、 一種計算機可讀介質，在其上存儲了電腦程式，用於降低與兩 個頻譜不同的X射線數據採集，第一頻譜X射線數據採集和第二頻譜X射 線數據採集，相關的X射線衰減數據的統計噪聲，當所述電腦程式由處 理器(461)執行時，適於完成以下操作-為穿過所關注區域(110a)的預定X射線波束路徑分別確定所述第 一頻譜X射線數據採集的第一基於衰減的線積分(A》和所述第二頻譜X 射線數據採集的第二基於衰減的線積分(A2)，-分別基於對於所述第一頻譜X射線數據採集和所述第二頻譜X射線 數據採集的指定信噪比(SNR,、 SNR2)，計算所述第一基於衰減的線積分 (A,)的預期的第一信噪比和所述第二基於衰減的線積分(A2)的預期的 第二信噪比，-針對與所述第一頻譜X射線數據採集不同的其他第一頻譜X射線數 據採集和/或與所述第二頻譜X射線數據採集不同的其他第二頻譜X射線數 據採集重複上述的確定所述基於衰減的線積分(A,、 A2)的步驟和計算所 述預期信噪比的步驟，以及-選擇改進的第一頻譜X射線數據採集和/或改進的第二頻譜X射線數 據採集，以便提高基於所述第一基於衰減的線積分(A》和所述第二基於 衰減的線積分(A2)的X射線圖像的總信噪比。
19、 一種程序單元，用於降低與兩個頻譜不同的X射線數據採集，第 一頻譜X射線數據採集和第二頻譜X射線數據採集，相關的X射線衰減數 據的統計噪聲，當所述程序單元由處理器(461)執行時，適於完成以下操 作-為穿過所關注區域(110a)的預定X射線波束路徑分別確定所述第 一頻譜X射線數據採集的第一基於衰減的線積分(A。和所述第二頻譜X 射線數據採集的第二基於衰減的線積分(A2)，-分別基於對於所述第一頻譜X射線數據採集和所述第二頻譜X射線數據採集的指定信噪比(SNR,、 SNR2)，計算所述第一基於衰減的線積分 (A,)的預期的第一信噪比和所述第二基於衰減的線積分(A2)的預期的 第二信噪比，-針對與所述第一頻譜X射線數據採集不同的其他第一頻譜X射線數 據採集和/或與所述第二頻譜X射線數據採集不同的其他第二頻譜X射線數 據採集重複上述的確定所述基於衰減的線積分(A,、 A2)的步驟和計算所 述預期信噪比的步驟，及-選擇改進的第一頻譜X射線數據採集和/或改進的第二頻譜X射線數 據採集，以便提高基於所述第一基於衰減的線積分(A,)和所述第二基於 衰減的線積分(A2)的X射線圖像的總信噪比。
全文摘要
說明了一種方法，用於降低與第一和第二頻譜X射線數據採集相關的X射線衰減數據的噪聲。該方法包括步驟(a)獲得表示所關注區域的X射線衰減特性的數據，(b)分別為第一和第二頻譜X射線數據採集確定第一和第二基於衰減的線積分，以及(c)分別基於對於所述第一和第二頻譜X射線數據採集的指定信噪比，計算對於第一和第二基於衰減的線積分的預期的第一和第二信噪比。該方法還包括步驟(d)為其他第一頻譜X射線數據採集重複上述的確定基於衰減的線積分的步驟和計算預期信噪比的步驟，以及(e)選擇改進的頻譜X射線數據採集，以便提高最終的X射線圖像的總信噪比。
文檔編號G06T5/50GK101410871SQ200780011593
公開日2009年4月15日 申請日期2007年3月14日 優先權日2006年3月29日
發明者A·齊格勒, E·勒斯爾 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司