專利名稱：用于重建圖像的雙能量衰減數(shù)據(jù)的信噪比的動(dòng)態(tài)優(yōu)化的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及雙能量X射線成像領(lǐng)域。由此，可以獲得被檢查的同一個(gè)
對象的兩幅不同圖像，從而，對于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(fā)明涉及對與兩種不同的x射線能量相關(guān)的x射 線衰減數(shù)據(jù)的信噪比進(jìn)行優(yōu)化的方法，其中x射線衰減數(shù)據(jù)用于重建被檢
査對象的二維或三維圖像。
本發(fā)明還涉及計(jì)算機(jī)斷層攝影系統(tǒng)，該系統(tǒng)根據(jù)與兩個(gè)不同x射線能 量相關(guān)的衰減數(shù)據(jù)生成被檢査對象的x射線圖像。計(jì)算機(jī)斷層攝影系統(tǒng)包
括輻射源、輻射檢測器和可旋轉(zhuǎn)的機(jī)架，其中該機(jī)架用于繞著被檢査對象 共同地旋轉(zhuǎn)輻射源和輻射檢測器。
此外，本發(fā)明還涉及對與兩個(gè)不同x射線能量相關(guān)的用于重建被檢査 對象圖像的x射線衰減數(shù)據(jù)的信噪比進(jìn)行優(yōu)化的數(shù)據(jù)處理設(shè)備。
此外，本發(fā)明還涉及計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)和具有運(yùn)行上文提到的方法的指
令的程序單元，其對與兩個(gè)不同x射線能量相關(guān)的用于重建被檢查對象圖
像的X射線衰減數(shù)據(jù)的信噪比進(jìn)行優(yōu)化。
背景技術(shù)：
如今，醫(yī)生和技術(shù)員經(jīng)常使用非常尖端的醫(yī)療診斷x射線成像設(shè)備。 一般情況下，在操作x射線成像設(shè)備期間，在嚴(yán)格控制的環(huán)境中x射線源
發(fā)射X射線光子。X射線光子穿過被檢查病人的目標(biāo)區(qū)域(ROI)并撞擊
在檢測器上。在過去，x射線成像設(shè)備使用基于初步膠片的檢測器。然而， 最近已經(jīng)發(fā)展到使用固態(tài)檢測器，其包括多個(gè)分別地響應(yīng)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(biāo)仍然是相同的，
即產(chǎn)生一個(gè)在目標(biāo)對象內(nèi)預(yù)選的ROI (例如特定類型的組織)的清晰結(jié)果圖像。
然而，產(chǎn)生清晰結(jié)果圖像有內(nèi)在的難度。具體地說，因?yàn)閤射線穿過整個(gè)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(yù)選ROI 在內(nèi)的所有解剖結(jié)構(gòu)的重疊。該解剖結(jié)構(gòu)的重疊有時(shí)稱作"解剖噪聲"。解 剖噪聲在結(jié)果圖像上產(chǎn)生混亂、陰影和其它朦朧影響，使得繪制的結(jié)果圖 像比理想清晰結(jié)果圖像要難于理解。
減少解剖噪聲影響的方法包括諸如"雙能量"成像。當(dāng)使用雙能量成 像時(shí)，醫(yī)生或技術(shù)員采集各具不同平均X射線光子能量的兩幅圖像。由于 不同的內(nèi)部結(jié)構(gòu)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(jié)果圖像來抑制解剖噪聲是可能的。 一般情況下，雙能量技術(shù)按照兩種方 法之一進(jìn)行。
第一種方法使用兩個(gè)疊置檢測器。隨后，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(xù)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(yīng)當(dāng)能夠感覺到不同的平均能量，從而產(chǎn)生與兩種平均x
射線光子能量相對應(yīng)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(biāo)區(qū)域進(jìn)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(jìn)行曝光， 并將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(tǒng)計(jì)具有門限之上能量的X射 線光子，以提供第一能量光子數(shù)，統(tǒng)計(jì)具有門限之下能量的X射線光子， 以提供第二能量光子數(shù)。該方法將第一能量光子數(shù)和第二能量光子數(shù)作為 檢査數(shù)據(jù)保存在存儲(chǔ)器中，并對該檢査數(shù)據(jù)運(yùn)用圖像處理技術(shù)來生成圖像。
WO2005/092187A1公開了用于血管造影成像的一種裝置和一種方法。 由此，當(dāng)為接受治療者的冠狀動(dòng)脈注入對照藥劑時(shí)，給X射線管加電壓并 對心肌層成像。當(dāng)用檢測器采集單一光子統(tǒng)計(jì)數(shù)據(jù)時(shí)，同時(shí)設(shè)置兩個(gè)門限 形成低能量圖像和高能量圖像。接著處理圖像并顯示之。使用放射性源調(diào) 整門限值，該放射源使用預(yù)定義的如32keV的能量在其它輻射之間發(fā)射X 射線光子。當(dāng)監(jiān)控輸出計(jì)數(shù)速率時(shí)，每一個(gè)讀出信道的低電平鑒別器的門 限值逐漸升高。當(dāng)鑒別器的電平增加到32keV之上時(shí)，計(jì)數(shù)速率下降。將 門限值設(shè)置在微低于下降的計(jì)數(shù)速率值的地方。
US 2003/0076988 Al公開一種對于在低劑量計(jì)算機(jī)斷層攝影投影和重建的圖像中的噪聲進(jìn)行處理的方法。該方法包括在原始數(shù)據(jù)的竇腔X線 照相域中應(yīng)用域特定濾波器；在竇腔X線照相域?yàn)V波之后在原始數(shù)據(jù)的圖 像域應(yīng)用邊緣保留平滑濾波器。
EP981 998A1公開了調(diào)節(jié)X射線源電流，以減少圖像噪聲，從而更好 地適應(yīng)不同的掃描參數(shù)?？梢愿鶕?jù)圖像切片厚度、掃描旋轉(zhuǎn)時(shí)間、校準(zhǔn)模 式、工作臺(tái)速度、掃描模式和過濾模式來調(diào)節(jié)X射線源電流。具體地說， 在計(jì)算機(jī)斷層攝影系統(tǒng)計(jì)算機(jī)中存儲(chǔ)一個(gè)函數(shù)，以確定X射線源電流調(diào)節(jié) 因子，從而為確定參數(shù)的X射線源提供適當(dāng)?shù)腦射線源電流。在調(diào)整X射 線源電流之后掃描對象。
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(gè)相同的面對面的楔形邊的X射線濾波器。

發(fā)明內(nèi)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(gè)難
題。為了破解這道難題，具有高效光子計(jì)數(shù)的現(xiàn)代x射線檢測器是非常有
幫助的。為了提供二維空間分辨率，這種X射線檢測器一般包括多個(gè)排成
陣列的檢測器元件。然而，當(dāng)減少輻射劑量時(shí)，每個(gè)檢測器元件的光子計(jì) 數(shù)速率也降低。因此，采集的圖像表現(xiàn)出有噪聲的背景。換言之，信噪比
(SNR)降低了。
為了提高采集的圖像的信噪比(SNR)，需要在雙能量X射線成像中降 低噪聲。
這一需求可由獨(dú)立權(quán)利要求的主題來滿足。從屬權(quán)利要求描述了本發(fā) 明的優(yōu)選實(shí)施例。
根據(jù)本發(fā)明的第一方面，提供了一種對與兩個(gè)不同X射線能量相關(guān)的 用于重建被檢査對象的圖像的衰減數(shù)據(jù)的信噪比進(jìn)行優(yōu)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(jì)對象的厚度和 物質(zhì)組分；(b)在穿過對象的X射線的第二投影角度，估計(jì)對象的厚度和 物質(zhì)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(jù)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(shù)
據(jù)的第一公共信噪比得以優(yōu)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(jù)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(shù)據(jù)的第二公共信噪比得以優(yōu)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，采集對
象的X射線衰減數(shù)據(jù)；(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(shù)據(jù)。
本發(fā)明的這個(gè)方面基于以下原理對于圖像的每一個(gè)該圖像的像素， 由于光子統(tǒng)計(jì)原因，圖像的信噪比極度地依賴于光子計(jì)數(shù)速率。對于雙能 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(shù)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范圍之內(nèi)的單色 x射線或多色x射線。在多色x射線情況下，相應(yīng)的第一和第二能量范圍
可以彼此分開、可以彼此相鄰或可以有譜重疊。
根據(jù)描述的該方法，為每一個(gè)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(yīng)的衰減數(shù)據(jù)從足夠的計(jì)數(shù)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(shù)據(jù)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(gè)衰減數(shù)據(jù)用非常高的SNR設(shè)置而使另一個(gè)衰減數(shù)據(jù)用非常低的SNR 設(shè)置，選擇的X射線能量需使對于兩個(gè)衰減數(shù)據(jù)的計(jì)數(shù)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(dòng)物等。然而，被檢查對象也可以是表 示目標(biāo)對象的局部或一部分的目標(biāo)區(qū)域，例如，患者的頭部。
對以不同X射線光子能量采集的衰減數(shù)據(jù)的處理可以分別地執(zhí)行。換 言之，通過組合在不同投影角度獲得的多個(gè)衰減數(shù)據(jù)可以重建兩幅獨(dú)立的用不同的光子能量測量的圖像。由此，考慮用于一幅獨(dú)立圖像的光子能量 在不同的投影角度可以輕微地變化。這是基于如下事實(shí)在不同的投影角 度，被檢査對象可能呈現(xiàn)出不同的厚度和/或不同的物質(zhì)組分。
或者，對以不同的X射線光子能量和不同投影角度采集的衰減數(shù)據(jù)的 處理也可以結(jié)合起來執(zhí)行。由此，可以僅重建一幅二維或三維圖像。然而， 由于相應(yīng)的雙能量圖像重建的靈敏度的增加，可以重建具有改良質(zhì)量的最 終圖像。
根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例，在第一投影角度和第二投影角度，分別地 估計(jì)對象的厚度和物質(zhì)組分的步驟包括從表示被檢查對象的厚度和物質(zhì) 組分的標(biāo)準(zhǔn)數(shù)據(jù)集中接收相應(yīng)的數(shù)據(jù)。標(biāo)準(zhǔn)數(shù)據(jù)集可以是諸如從對應(yīng)于實(shí) 際的目標(biāo)對象的標(biāo)準(zhǔn)模體中導(dǎo)出的。如今，對于特別是人體的全部均有適 當(dāng)?shù)哪ｓw可用。這些模體包括不同的物質(zhì)的組成，這些模體至少在診斷地 相應(yīng)的能量范圍內(nèi)與目標(biāo)對象相比呈現(xiàn)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(zhí)行描述的方 法，使用這種模體的X射線衰減數(shù)據(jù)是足夠的。這些數(shù)據(jù)是諸如在因特網(wǎng) 上公共可用的。
根據(jù)本發(fā)明的另一實(shí)施例，在第一投影角度和第二投影角度分別地估 計(jì)對象的厚度和物質(zhì)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(yōu)點(diǎn)為能夠?qū)ζ谕膶?shí)際對象的厚度和物質(zhì)組 分進(jìn)行估計(jì)。在檢查患者的情況下，可以稱為患者的信噪比適應(yīng)性優(yōu)化。
很明顯，可以在多個(gè)不同的投影角度執(zhí)行最初的衰減測量，以使測量 結(jié)果與被檢查對象的最初掃描照相或預(yù)掃描相對應(yīng)。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(zhì)量證明額外的輻射劑量是正當(dāng)?shù)摹?br> 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(zhí)行最 初測量。在任何情況下，都應(yīng)當(dāng)用最終重建的二維或三維圖像的改良質(zhì)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(jì)實(shí)際對象的厚度 和物質(zhì)組分。
根據(jù)本發(fā)明的另一實(shí)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于不同的第一和第二X射線能量的各種組合，分 別計(jì)算第一公共信噪比并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(yōu)化過程。在此方面，二維優(yōu)化過程意味著第一和第二X射線能 量二個(gè)值可以分別彼此獨(dú)立地變化。
根據(jù)本發(fā)明的另一實(shí)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于不同的第一和第二X射線能量的各種組合，分
別計(jì)算第二公共信噪比并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(yīng)的第一和第二x射線能量的最佳值，對
于第二投影角度也使用了二維優(yōu)化過程。
根據(jù)本發(fā)明的另一實(shí)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(jì)對象的厚度和物質(zhì)組分；(b)以根據(jù)分配
給另一投影角度的第一 x射線能量和根據(jù)分配給另一投影角度的第二射線
能量對衰減數(shù)據(jù)的另一公共信噪比進(jìn)行優(yōu)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(jù)此 實(shí)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射線能量采集對象的X射線
衰減數(shù)據(jù)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(yōu)點(diǎn)，由于用于圖像重建的細(xì)節(jié)數(shù)據(jù)基礎(chǔ)更堅(jiān)實(shí)，可以提高最終重建 圖像的精確性。
根據(jù)本發(fā)明的另一實(shí)施例，第一 X射線能量和第二 X射線能量是在 10keV和150keV之間的任何范圍內(nèi)。在此方面應(yīng)當(dāng)注意的是， 一般情況下， 包括在人類和/或動(dòng)物體內(nèi)的具有顯著組分的所有元件擁有相對低的原子 數(shù)。因此，X射線吸收的K邊特征低于給出的能量范圍的下限。因此，衰 減線性積分對能量的關(guān)系一般是平滑函數(shù)。
根據(jù)本發(fā)明的另一個(gè)實(shí)施例，第一X射線能量和第二X射線能量由發(fā) 射多色能量譜的X射線源提供。 一般情況下，X射線管發(fā)出主要依賴于加速電壓的多色譜。也可以使用兩個(gè)或多個(gè)不同的x射線源。
在此方面需要指出的是，可以同時(shí)檢測在多色能量譜范圍內(nèi)屬于兩種
能量的x射線光子。由此，為了區(qū)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(dāng)?shù)哪芰糠治鰴z測器。
根據(jù)本發(fā)明的另一實(shí)施例，第一x射線能量是第一能量區(qū)間。這具有
以下優(yōu)點(diǎn)，可以使用在此能量區(qū)間內(nèi)的所有光子以使有效的光子計(jì)數(shù)速率 增加和因此增加相應(yīng)的信噪比。
根據(jù)本發(fā)明的另一實(shí)施例，第二x射線能量是第二能量區(qū)間。由此，
可以穿透目標(biāo)對象的多數(shù)的光子對最終圖像有貢獻(xiàn)這樣的方式，選擇第一 能量區(qū)間和第二能量區(qū)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(jì)數(shù)速率。
根據(jù)本發(fā)明的另一實(shí)施例，在能量刻度上，第一能量區(qū)間和相應(yīng)的第 二能量區(qū)間在表示門限能量的相應(yīng)能量值處彼此毗鄰。這具有以下優(yōu)點(diǎn)， 為了獲得雙能量圖像，可以使用其能量位于寬能量范圍內(nèi)的所有光子。
必須指出的是，由于每一個(gè)投影角度的第一和第二能量區(qū)間的動(dòng)態(tài)調(diào) 節(jié)，存在分別分配給每一個(gè)投影觀察角度的各自的門限能量。
根據(jù)本發(fā)明的另一實(shí)施例，在第一及第二投影角度分別采集x射線衰
減數(shù)據(jù)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(jù)當(dāng)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(dāng)?shù)哪芰糠直娴膞射線檢測器用于有效地從具有第
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(dāng)?shù)碾娮釉O(shè)備獲得能量分辨，該電
子設(shè)備連接至實(shí)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。
可以將能量低于相應(yīng)門限能量的光子統(tǒng)計(jì)為第一能量輻射事件。相應(yīng) 地，可以將能量高于相應(yīng)門限能量的光子統(tǒng)計(jì)為第二能量輻射事件。這具 有以下優(yōu)點(diǎn)，通過僅僅改變每一個(gè)投影角度的門限能量這樣一個(gè)參數(shù)，相
應(yīng)的第一和相應(yīng)的第二 X射線能量也同時(shí)改變。
根據(jù)本發(fā)明的另一實(shí)施例，在第一及第二投影角度分別地采集X射線
衰減數(shù)據(jù)的步驟包括根據(jù)當(dāng)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(tǒng)的x射線管，其中，從陰極發(fā)射的電
子以聚焦的方式指向陽極的表面。
應(yīng)當(dāng)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(jù)本發(fā)明的另一實(shí)施例，在第一及第二投影角度分別采集x射線衰
減數(shù)據(jù)的步驟包括根據(jù)當(dāng)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(yōu)選地，濾波器位于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(yù)濾波，其具有以
下的優(yōu)點(diǎn)與布置在對象和專用X射線檢測器之間的所謂后濾波相比，前 者對于諸如患者的有效輻射劑量顯著地減少。
根據(jù)本發(fā)明的另一實(shí)施例，以如下方式改變?yōu)V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(wěn)定。此標(biāo)準(zhǔn)使最優(yōu)濾波器設(shè)置的計(jì)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于不同的X射線 能量的光子。在此情況下，假設(shè)無能量分辨能力的通常X射線檢測器是足 夠用的。
根據(jù)本發(fā)明的另一實(shí)施例，改變?yōu)V波器的材料和厚度的步驟包括根 據(jù)當(dāng)前的投影角度，以對稱的方式移動(dòng)兩個(gè)濾波器單元進(jìn)入和離開從X射 線源發(fā)射的X射線波束。
優(yōu)選地，該濾波器單元是以對稱的方式形成的楔形物，優(yōu)選用相同的 材料制成。
必須提到的是，描述的方法不限于雙能量X射線成像。因?yàn)楝F(xiàn)代檢測 器支持高能量的分辨和現(xiàn)代數(shù)據(jù)處理設(shè)備支持高計(jì)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(chǎn)生甚至
更多的提供信息的x射線圖像。
根據(jù)本發(fā)明的另一實(shí)施例，提供了一種計(jì)算機(jī)斷層攝影系統(tǒng)，其根據(jù)
與兩種不同的x射線能量相關(guān)的衰減數(shù)據(jù)，生成被檢査對象的二維或三維 X射線圖像。描述的計(jì)算機(jī)斷層攝影系統(tǒng)包括(a)輻射源，用于發(fā)射輻射波束；(b)輻射檢測器，用于檢測穿過對象之后的輻射波束；(C)可旋 轉(zhuǎn)支架，用于繞著被檢査對象共同地旋轉(zhuǎn)輻射源和輻射檢測器；(d)存儲(chǔ) 器，用于存儲(chǔ)與對象的厚度和/物質(zhì)組分相關(guān)的估計(jì)數(shù)據(jù)，以及存儲(chǔ)在不同 的投影角度并用兩種不同的X射線能量采集的對象的X射線衰減數(shù)據(jù)；(e) 數(shù)據(jù)處理器。數(shù)據(jù)處理器用于執(zhí)行上文描述的方法的示例性的實(shí)施例。
根據(jù)本發(fā)明的另一實(shí)施例，提供了一種數(shù)據(jù)處理設(shè)備，其用于對與兩 種不同的X射線能量相關(guān)的用于重建被檢査對象的圖像的衰減數(shù)據(jù)的信噪 比進(jìn)行優(yōu)化。描述的數(shù)據(jù)處理設(shè)備包括(a)存儲(chǔ)器，用于存儲(chǔ)與對象的 厚度和/物質(zhì)組分相關(guān)的估計(jì)數(shù)據(jù)，以及存儲(chǔ)在不同的投影角度并用兩種不 同的X射線能量采集的對象的X射線衰減數(shù)據(jù)；(b)數(shù)據(jù)處理器，用于對 與兩種不同的X射線能量相關(guān)的用于重建被檢査對象的圖像的衰減數(shù)據(jù)的 信噪比進(jìn)行優(yōu)化。數(shù)據(jù)處理器用于執(zhí)行上文描述的方法的示例性的實(shí)施例。
根據(jù)本發(fā)明的另一方面，提供了存儲(chǔ)計(jì)算機(jī)程序的計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)， 其中該計(jì)算機(jī)程序?qū)εc兩種不同的X射線能量相關(guān)的用于重建被檢査對象 的圖像的衰減數(shù)據(jù)的信噪比進(jìn)行優(yōu)化。當(dāng)數(shù)據(jù)處理器運(yùn)行該計(jì)算機(jī)程序時(shí)， 該計(jì)算機(jī)程序用于執(zhí)行上文描述的方法的示例性的實(shí)施例。
根據(jù)本發(fā)明的另一方面，提供了對與兩種不同的X射線能量相關(guān)的用 于重建被檢査對象的圖像的衰減數(shù)據(jù)的信噪比進(jìn)行優(yōu)化的程序單元。當(dāng)數(shù) 據(jù)處理器運(yùn)行該程序單元時(shí)，該程序單元用于執(zhí)行上文描述的方法的示例 性的實(shí)施例。
程序單元可以用任何適合的編程語言例如0++來編寫，并且可以存儲(chǔ) 在諸如CD-ROM等計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)上。計(jì)算機(jī)程序也可以從網(wǎng)絡(luò)上獲取， 例如可以從萬維網(wǎng)中下載到圖像處理單元或處理器或任何其它適合的計(jì)算 機(jī)中。
必須注意的是，本文描述了關(guān)于不同主題的本發(fā)明的實(shí)施例。具體地 說，本文描述了一些關(guān)于方法類型要求的實(shí)施例，也描述了關(guān)于裝置類型 要求的其它實(shí)施例。然而，除非特別聲明，否則，本領(lǐng)域普通技術(shù)人員可 以從上文和下文的說明書中得知，除屬于一類主題的特征的任何組合之外， 屬于不同主題的特征之間(特別是裝置類型權(quán)利要求的特征和方法類型權(quán) 利要求的特征之間)的組合也應(yīng)視為被本申請公開。上文定義的各個(gè)方面和本發(fā)明的其它方面在下文中將要描述的關(guān)于實(shí) 施例的舉例中是顯而易見的，并且其也在關(guān)于實(shí)施例的舉例中得以^>明。 在下文關(guān)于實(shí)施例的舉例中將更具體的描述本發(fā)明，但本發(fā)明并不限于此。


圖1給出了雙能量計(jì)算機(jī)斷層投影(CT)系統(tǒng)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(guān)的X射線衰減數(shù)據(jù)的信噪 比進(jìn)行優(yōu)化的方法的流程圖。
圖3給出了配備有包括兩個(gè)濾波器單元的X射線濾波器設(shè)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(dāng)門限能量^變化時(shí)，用于描述兩個(gè)不同的探測 對象的雙能量衰減數(shù)據(jù)的信噪比的示例性行為的示意圖。
圖5給出了用于運(yùn)行根據(jù)本發(fā)明的方法的示例性實(shí)施例的圖像處理設(shè)
備o
具體實(shí)施例方式
附圖中的說明是舉例說明性的。應(yīng)當(dāng)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(yīng)的引用符號中僅僅 在第一個(gè)數(shù)字中是不同的引用符號表示。
下文中，首先給出關(guān)于在雙能量成像中光子統(tǒng)計(jì)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(tǒng)的X射線或計(jì)算機(jī)斷層攝影(CT)系統(tǒng)的圖
像處理步驟引入了另一附加處理步驟。該處理步驟基于以下的重要的了解
在診斷目標(biāo)的能量范圍之內(nèi)(即能量范圍在近似10keV和150keV之間)，
材料的質(zhì)量衰減系數(shù)M幻的能量相關(guān)性可以僅由兩個(gè)衰減基函數(shù)A(五)和 A(五)的線性組合來很好地近似。從物理觀察點(diǎn)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(zhì)量衰減的組合來描述。為了理解活 人和/或動(dòng)物組織的X射線衰減行為，對于醫(yī)師來說這些基礎(chǔ)材料經(jīng)常是更 便利的，因?yàn)檫@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>formula see original document page 17</formula> ( 1 a)
M<formula>formula see original document page 17</formula> ( lb)
這里，M,和M2分別是在從0到^和從^到oo的范圍內(nèi)的能量區(qū)間中檢 測到的光子數(shù)。C,和C,分別是任意系數(shù)。^是門限能量，其用來把每一個(gè) 光子檢測事件要么分離為貢獻(xiàn)于M,的事件，要么分離為貢獻(xiàn)于M2的事f^。 該分離可以通過使用在X射線光子檢測領(lǐng)域廣為人知的所謂單門限檢測器 來實(shí)現(xiàn)。
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(qū)間范圍內(nèi)被過濾的光子撞擊目標(biāo)對象的光子數(shù)譜。算術(shù)表達(dá)式D, (￡)和 A("分別表示用于兩種能量區(qū)間的相應(yīng)的檢測器的效率。^和^分別是用 于兩種能量區(qū)間的質(zhì)量衰減線性積分。
公式(la)和(lb)均可以被重寫為僅依賴于4和4的函數(shù)。
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(gè)能量區(qū)間內(nèi)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(gè)公式的相應(yīng)的被積函數(shù)都分別另外包括光子能量E。
通過下式可以看出，導(dǎo)出量4的方差^是與原始測量M,.的信噪比SVW, 和SA^有關(guān)的
<formula>formula see original document page 17</formula> (2a)
<formula>formula see original document page 17</formula> (2b)
這里， 表示在穿過對象發(fā)射的光譜上有效的衰減系數(shù)。公式(2a) 和(2b)可以應(yīng)用所謂的高斯誤差傳播規(guī)則，從上文給出的公式(la)和 (lb)中導(dǎo)出。 ,.是與高斯分布寬度成正比的，高斯分布描述質(zhì)量衰減線
性積分4的分布為光子數(shù)量的統(tǒng)計(jì)分布的函數(shù)。
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于門限能量^。這意味著，對于重建的圖片或康普頓或?qū)τ谒?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(chǔ)材料主要影響噪聲，該分母等于由SgF = (^/^2 -/i12//21)2表示的戶萬謂
"光譜質(zhì)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(jù)本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例，通過動(dòng)態(tài)優(yōu)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(yīng)的信噪比的最大值。這意味著在粗略的旋
轉(zhuǎn)掃描中，在雙能量X射線穿過被檢查對象的每一個(gè)投影角度重復(fù)地優(yōu)化
門限能量^。
必須指出的是，也可以通過對于每一個(gè)x射線投影角度周期地調(diào)整測 量條件執(zhí)行這種優(yōu)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(jì)算機(jī)斷層攝影裝置100。該CT掃描 器100包括可以繞著旋轉(zhuǎn)軸102旋轉(zhuǎn)的機(jī)架101。該機(jī)架101是由馬達(dá)103 驅(qū)動(dòng)的。
附圖標(biāo)記105表示輻射源，例如發(fā)射多色輻射的X射線源。該CT掃 描器IOO還包括孔徑系統(tǒng)106，后者用于形成從輻射源105發(fā)往多色輻射波 束107的輻射波束。從輻射源105發(fā)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(tǒng)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(biāo)對象110a。根據(jù)本文描述的示例性實(shí)施例，目標(biāo)對象是患者 110的頭部110a。
患者IIO位于可移動(dòng)的工作臺(tái)112上?；颊叩念^部110a放置在機(jī)架101 的中心，該中心表示CT掃描器100的檢査區(qū)域。在穿過目標(biāo)區(qū)域110a之 后，多色輻射波束107撞擊到輻射檢測器115之上。為了能夠?qū)⒚恳粋€(gè)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(jī)架 101上。檢測器115包括多個(gè)檢測器單元115a，其中每一個(gè)檢測器單元都能夠檢測已經(jīng)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(biāo)區(qū)域110a期間，X射線源105、孔徑系統(tǒng)106和檢測器115 與機(jī)架101 —起以箭頭117指示的旋轉(zhuǎn)方向進(jìn)行旋轉(zhuǎn)。為了旋轉(zhuǎn)機(jī)架101， 馬達(dá)103連接至馬達(dá)控制單元120，而馬達(dá)控制單元120則連接至數(shù)據(jù)處理 設(shè)備125。數(shù)據(jù)處理設(shè)備125包括可以由硬件和/或軟件的方式實(shí)現(xiàn)的重建 單元。該重建單元根據(jù)在各種觀察角度下獲得的多個(gè)二維圖像來重建二維 或三維圖像。
此外，數(shù)據(jù)處理設(shè)備125也用作控制單元，為了協(xié)調(diào)機(jī)架101的移動(dòng) 和工作臺(tái)112的移動(dòng)，數(shù)據(jù)處理設(shè)備125與馬達(dá)控制單元120進(jìn)行通信。 由馬達(dá)113實(shí)現(xiàn)工作臺(tái)112的線性位移，其中馬達(dá)113也連接至馬達(dá)控制單 元120。
CT掃描器100捕獲頭部110a的計(jì)算機(jī)斷層攝影數(shù)據(jù)。因此，機(jī)架IOI 旋轉(zhuǎn)，同時(shí)，工作臺(tái)112并行于旋轉(zhuǎn)軸102線性地位移，以使得對目標(biāo)區(qū) 域110a執(zhí)行螺旋狀掃描。
應(yīng)當(dāng)注意的是，也可以執(zhí)行圓形掃描，即在平行于旋轉(zhuǎn)軸102的方向 沒有位移而僅僅在機(jī)架101繞著旋轉(zhuǎn)軸102的旋轉(zhuǎn)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耦接至脈沖鑒別器單元118，其能將每一個(gè)光子檢測事件分 離成低能量事件或者高能量事件。脈沖鑒別器單元118耦接至數(shù)據(jù)處理設(shè) 備125，根據(jù)相應(yīng)的低能量光子數(shù)量和相應(yīng)的高能量光子數(shù)量，數(shù)據(jù)處理設(shè) 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(shù)據(jù)處理設(shè)備125組合這些圖像?；蛘撸梢苑謩e輸出這兩幅圖像， 以使醫(yī)師能夠解釋這兩幅圖像。
必須提到的是，在檢測器115和數(shù)據(jù)處理設(shè)備125之間還可連接其它 電子設(shè)備，以便能對采集的投影數(shù)據(jù)進(jìn)行實(shí)時(shí)數(shù)據(jù)處理。
為了觀察重建的圖像，提供了耦接至數(shù)據(jù)處理設(shè)備125的顯示器126。 此外，也可以由也是耦接至數(shù)據(jù)處理設(shè)備125的打印機(jī)127打印這兩幅圖 像。此外，數(shù)據(jù)處理設(shè)備125也可以耦接至醫(yī)學(xué)影像歸檔和通信系統(tǒng)128 (PACS)。應(yīng)當(dāng)注意的是，監(jiān)視器126、打印機(jī)127和/或在CT掃描器100內(nèi)提供 的其它設(shè)備可以放置在計(jì)算機(jī)斷層攝影裝置100的本地?；蛘?，這些組件 也可以遠(yuǎn)離CT掃描器100，例如在公共機(jī)構(gòu)或醫(yī)院等其它地方，也可以經(jīng) 過一個(gè)或多個(gè)可配置網(wǎng)絡(luò)(例如因特網(wǎng)、虛擬專用網(wǎng)等等)而鏈接至CT掃 描器100的完全不同的地方。
圖2給出了在每個(gè)X射線投影角度，對與兩種不同的X射線能量相關(guān) 的X射線衰減數(shù)據(jù)的信噪比進(jìn)行優(yōu)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(biāo)對象。目標(biāo)對象可以是整個(gè)對象，也可以整個(gè) 對象的一部分。例如整個(gè)對象可以是患者，而整個(gè)對象的一部分可以是患 者的頭部。
接著是以估計(jì)過程繼續(xù)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(zhì)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(shí)現(xiàn)該估計(jì)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(zhì)組分的標(biāo)準(zhǔn)數(shù)據(jù)集接 收X射線衰減數(shù)據(jù)。該數(shù)據(jù)集包括各種不同投影角度的衰減數(shù)據(jù)。該標(biāo)準(zhǔn) 數(shù)據(jù)集是基于與當(dāng)前被檢査對象相對應(yīng)的標(biāo)準(zhǔn)模體。對于特別是人體的全 部均有適當(dāng)?shù)哪ｓw可用。這些模體包括不同的物質(zhì)的組成，這些模體至少 在診斷上相應(yīng)的能量范圍內(nèi)與目標(biāo)對象相比呈現(xiàn)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(yù)掃描。 在此，在各種不同的投影角度執(zhí)行最初的X射線衰減測量和收集關(guān)于當(dāng)前 被檢査的實(shí)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(jì)。換言之，步驟S3a估計(jì)實(shí)際對象的厚度和物質(zhì)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(zhì) 量證明額外的輻射劑量是正當(dāng)?shù)摹?br> 通過執(zhí)行步驟S3a和/或步驟S3b (步驟S3a可用于驗(yàn)證衰減數(shù)據(jù)的正確幅度)完成至少對實(shí)際對象的x射線衰減行為的粗估計(jì)之后，描述的方
法繼續(xù)步驟S4。
在步驟S4中，對于不同的第一和第二X射線能量的各種組合，分別計(jì) 算相應(yīng)的公共信噪比，公共信噪比主要依賴于每一個(gè)X射線能量的X射線 光子數(shù)量。對于各種投影角度分別做上述計(jì)算。在此，對于每一個(gè)投影角 度產(chǎn)生一個(gè)數(shù)據(jù)集，對于不同的第一和第二 X射線能量的各種組合來說， 該數(shù)據(jù)集包括根據(jù)兩種能量的X射線衰減數(shù)據(jù)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 于各種投影角度分別做上述選擇。在對于每一個(gè)投影角度選擇最佳能量之 后，描述的方法繼續(xù)步驟S6。
在步驟S6中，采集實(shí)際對象的X射線衰減數(shù)據(jù)。也是對于各種投影角 度分別做上述操作。數(shù)據(jù)采集包括分別用第一 X射線能量和第二 X射線能 量進(jìn)行X射線衰減數(shù)據(jù)的獨(dú)立測量。在此，就每一個(gè)投影角度的相應(yīng)信噪 比而言，第一和第二X射線能量都得到了優(yōu)化。
在步驟S7中，執(zhí)行重建過程，其中，根據(jù)先前采集的動(dòng)態(tài)地調(diào)節(jié)的雙 能量X射線衰減數(shù)據(jù)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(zhí)行。
最后，該方法以步驟S8結(jié)束。
圖3給出了裝備X射線濾波器設(shè)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(shè)備337用于動(dòng)態(tài)地改變從X射線管305發(fā)射的 輻射波束307的譜分布。在此，對于在各種不同的投影角度采集的雙能量X 射線衰減數(shù)據(jù)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(yōu)化。為了獲得采集的雙能量衰減數(shù)據(jù)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(shù) 量進(jìn)行優(yōu)化。對于每一個(gè)投影角度，分別執(zhí)行這種譜分布的優(yōu)化。
X射線管305包括安裝在可旋轉(zhuǎn)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(diǎn)上，以使從該焦點(diǎn)發(fā)射輻射波束307。
位于X射線波束307的波束路徑中的X射線濾波器設(shè)備337包括兩個(gè) 濾波器單元335a和335b，其中每一個(gè)濾波器單元具有楔形的形狀。這兩個(gè) 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(gè)楔形物335a和335b相對于輻射波束307對稱地移動(dòng)。這意 味著，如果楔形物335a向右移動(dòng)，楔形物335b則向左移動(dòng)，反之亦然。 這樣確保以空間均勻的方式實(shí)現(xiàn)波束307的衰減和譜變化。在此，X射線 濾波器設(shè)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(shè)計(jì)相比，濾波器單元335a和335b的 設(shè)計(jì)可以稍微有所變化。為了補(bǔ)償非均衡的空間能量和從陽極330發(fā)射的X 射線的強(qiáng)度分布，可以肯定地采用該濾波器單元。這種微小地非均衡的空 間能量和強(qiáng)度分布基于以下事實(shí)陽極330的表面相對于X射線波束307 的光軸具有角度偏離。因?yàn)閄射線一般不是精確地產(chǎn)生在陽極330的表面， 而是產(chǎn)生在陽極330內(nèi)的微小深度內(nèi)，所以與在相對于陽極的表面的更陡 峭的角度(圖3中左邊的X射線路徑)發(fā)射的X射線相比，在相對于陽極 表面更平的角度(圖3中右邊的X射線路徑)發(fā)射的X射線在陽極材料內(nèi) 具有稍微高一些的吸收。
圖4a和圖4b給出了當(dāng)門限能量^變化時(shí)，描繪了兩種不同探測對象 的雙能量衰減數(shù)據(jù)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(yīng)于同一個(gè)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范圍的第一衰減數(shù)據(jù)的信噪比和第二能 量范圍的第二衰減數(shù)據(jù)的信噪比。借助單能量門限檢測器(其中，可以動(dòng) 態(tài)地調(diào)節(jié)門限能量^)采集衰減數(shù)據(jù)。由門限能量^分離兩種能量，并且 兩個(gè)信噪比分別描述成^的函數(shù)。
如上文所述，可以從物理觀察點(diǎn)，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(shí)際的觀察點(diǎn)來看，也可以通過水和鈣的質(zhì) 量衰減分別描述兩種X射線衰減。
圖4a給出了當(dāng)發(fā)射的X射線穿過包括100mm水和5mm鈣的物質(zhì)組分 時(shí)的投影的信噪比。從圖4a中可以看出，當(dāng)門限能量^調(diào)整為近似45keV 時(shí)，上面的能量衰減數(shù)據(jù)和下面的能量衰減數(shù)據(jù)的信噪比均有公共的最大 值。
圖4b給出了當(dāng)發(fā)射的X射線穿過包括200mm水和20mm l 的物質(zhì)組 分時(shí)的投影的信噪比。從圖4b中可以看出，當(dāng)門限能量^調(diào)整為近似60keV 時(shí)，上面的能量衰減數(shù)據(jù)和下面的能量衰減數(shù)據(jù)的信噪比均有公共的最大值。
從同一個(gè)對象的兩個(gè)投影角度比較兩個(gè)對象的信噪比行為，可以得出 結(jié)論最佳門限能量^隨著位于相應(yīng)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(fā)明者也發(fā)現(xiàn)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于相同的門限能量的原因。從公 式(2a)和(2b)中可以看出，方差W,的值主要依賴于上文給出的SQF， 而對于^和4來說SQF是相同的。而方差^和4的算子則分別呈現(xiàn)了 對于門限能量的弱的依賴。這可以從以下的事實(shí)中看出，即全部的許多 光子中的每一個(gè)光子必須被計(jì)為低能量事件或高能量事件。這意味著，每 一個(gè)光子增加在每一個(gè)圖表中描述的兩種信噪比中的僅僅一種。因?yàn)閷τ?^,和o^來說對反向的信噪比值進(jìn)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(jù)本發(fā)明的數(shù)據(jù)處理設(shè)備425的示例性實(shí)施例，該數(shù)據(jù) 處理設(shè)備425用于執(zhí)行依照本發(fā)明的方法的示例性實(shí)施例。數(shù)據(jù)處理設(shè)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(chǔ)器562，以用于暫時(shí)地存儲(chǔ)采集的投影數(shù)據(jù)。圖像處理器561經(jīng)過總線系 統(tǒng)565連接到多個(gè)輸入/輸出網(wǎng)絡(luò)或諸如CT掃描器的診斷設(shè)備。此外，圖 像處理器561連接到顯示設(shè)備563，例如計(jì)算機(jī)監(jiān)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(jīng)過鍵盤564與 圖像處理器561和/或任何其它輸出設(shè)備(圖5中沒有描述)進(jìn)行交互。
必須指出的是，本發(fā)明不限于生成三維圖像的雙能量計(jì)算機(jī)斷層攝影 系統(tǒng)。所描述的噪聲減弱也適用于雙能量計(jì)算機(jī)放射線照相成像系統(tǒng)，諸 如血管造影術(shù)X射線成像系統(tǒng)，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(shí)現(xiàn)雙能量X射線成像。
應(yīng)當(dāng)注意的是，術(shù)語"包括"不排除其它單元或步驟，并且"一個(gè)" 或"一種"不排除多個(gè)。同樣，可以將在不同的實(shí)施例中描述的單元進(jìn)行 組合。同樣應(yīng)當(dāng)注意的是，權(quán)利要求中的附圖標(biāo)記不應(yīng)理解為對權(quán)利要求 保護(hù)范圍的限制。附圖杏5記列表
100:計(jì)算機(jī)斷層攝影裝置/CT掃描器
101:機(jī)架/可旋轉(zhuǎn)支架
102:旋轉(zhuǎn)軸
103:馬達(dá)
105:多色X射線源
106:孔徑系統(tǒng)
107:多色輻射束
110:患者
110a:目標(biāo)對象/患者頭部 112:工作臺(tái) 113:馬達(dá)
115:能量分析輻射檢測器
115a:檢測器單元
117:旋轉(zhuǎn)方向
118:脈沖鑒別器單元
120:馬達(dá)控制單元
125:數(shù)據(jù)處理設(shè)備(重建單元)
126:監(jiān)視器
127:打印機(jī)
128:影像歸檔和通信系統(tǒng)(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(zhuǎn)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(shè)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(shù)據(jù)處理設(shè)備
561:中央處理器/圖像處理器
562:存儲(chǔ)器
563:顯示設(shè)備
564:鍵盤
565:總線系統(tǒng)
權(quán)利要求
1、一種用于對與兩種不同的X射線能量相關(guān)的衰減數(shù)據(jù)的信噪比進(jìn)行動(dòng)態(tài)優(yōu)化的方法，其中所述衰減數(shù)據(jù)用于重建被檢查對象(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(zhì)組分進(jìn)行估計(jì)；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(zhì)組分進(jìn)行估計(jì)；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(jù)分配給所述第一投影角度的第一X射線能量和根據(jù)分配給所述第一投影角度的第二X射線能量，衰減數(shù)據(jù)的第一公共信噪比得以優(yōu)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(jù)分配給所述第二投影角度的第一X射線能量和根據(jù)分配給所述第二投影角度的第二X射線能量，衰減數(shù)據(jù)的第二公共信噪比得以優(yōu)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，采集所述對象(110a)的X射線衰減數(shù)據(jù)；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，采集所述對象(110a)的X射線衰減數(shù)據(jù)。
2、 根據(jù)權(quán)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(zhì)組分進(jìn)行估計(jì)包括從表示所述被檢査對象(110a)的厚度和物質(zhì)組分的標(biāo)準(zhǔn)數(shù)據(jù)集 接收相應(yīng)的數(shù)據(jù)。
3、 根據(jù)權(quán)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(zhì)組分進(jìn)行估計(jì)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(jù)權(quán)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射線能量包括對于不同的第一和第二 X射線能量的各種組合，計(jì)算相應(yīng)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(jù)權(quán)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射線能量包括對于不同的第一和第二 x射線能量的各種組合，計(jì)算相應(yīng)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(jù)權(quán)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(zhì)組分進(jìn)行估計(jì)；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(jù)分配給所述另一投影角度的第一 X射線能量和根據(jù)分配給所述另一投影角度的第二 X射線能量，衰減數(shù)據(jù) 的另一公共信噪比得以優(yōu)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，采集所述對象(110a)的 X射線衰減數(shù)據(jù)。
7、 根據(jù)權(quán)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 間的任何范圍內(nèi)。
8、 根據(jù)權(quán)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(fā)出多色能量譜的X射 線源(105)提供。
9、 根據(jù)權(quán)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(qū)間。
10、 根據(jù)權(quán)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(qū)間。
11、 根據(jù)權(quán)利要求10所述的方法，其中，在能量刻度上， 所述第一能量區(qū)間和對應(yīng)的第二能量區(qū)間在表示門限能量的相應(yīng)能量值處彼此毗鄰。
12、 根據(jù)權(quán)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采集X射線衰減數(shù)據(jù)包括 使用具有能量分辨能力的X射線檢測器(115); 根據(jù)當(dāng)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(jù)權(quán)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采集X射線衰減數(shù)據(jù)包括 根據(jù)當(dāng)前投影角度，改變所述X射線源(105)的加速電壓。
14、 根據(jù)權(quán)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采集X射線衰減數(shù)據(jù)包括根據(jù)當(dāng)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(jù)權(quán)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(wěn)定。
16、 根據(jù)權(quán)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(jù)所述當(dāng)前的投影角度，以對稱的方式把兩個(gè)濾波器單元 (335a、 335b)移入和移出所述X射線源(305)發(fā)射的X射線波束(307)。
17、 一種計(jì)算機(jī)斷層攝影系統(tǒng)，根據(jù)與兩種不同的X射線能量相關(guān)的 衰減數(shù)據(jù)生成被檢查對象(110a)的圖像，所述計(jì)算機(jī)斷層攝影系統(tǒng)(100)包括輻射源(105)，用于發(fā)出輻射波束(107);輻射檢測器(115)，用于檢測所述波束穿過所述對象(110a)之后的輻 射波束(107);可旋轉(zhuǎn)的支架(101)，用于繞著所述被檢査對象(110a)共同地旋轉(zhuǎn) 所述輻射源(105)和所述輻射檢測器(115);存儲(chǔ)器(562)，用于存儲(chǔ)與所述對象(110a)的厚度和/或物質(zhì)組分相 關(guān)的估計(jì)數(shù)據(jù)以及存儲(chǔ)所述對象(110a)的X射線衰減數(shù)據(jù)，所述X射線 衰減數(shù)據(jù)是在不同的投影角度用兩種不同的X射線能量采集的；數(shù)據(jù)處理器(561)，用于執(zhí)行在權(quán)利要求l中闡述的方法。
18、 一種用于對與兩種不同的X射線能量相關(guān)的衰減數(shù)據(jù)的信噪比進(jìn) 行動(dòng)態(tài)優(yōu)化的數(shù)據(jù)處理設(shè)備，其中所述衰減數(shù)據(jù)用于重建被檢査對象(U0a)的圖像，所述數(shù)據(jù)處理設(shè)備(560)包括存儲(chǔ)器(562)，用于存儲(chǔ)與所述對象(110a)的厚度和/或物質(zhì)組分相 關(guān)的估計(jì)數(shù)據(jù)及存儲(chǔ)所述對象的X射線衰減數(shù)據(jù)，所述X射線衰減數(shù)據(jù)是在不同的投影角度用兩種不同的x射線能量采集的；數(shù)據(jù)處理器(561)，用于對與兩種不同的X射線能量相關(guān)的用于重建 被檢査對象(110a)的圖像的衰減數(shù)據(jù)的信噪比進(jìn)行動(dòng)態(tài)優(yōu)化， 所述數(shù)據(jù)處理器(561)用于執(zhí)行在權(quán)利要求1中闡述的方法。
19、 一種存儲(chǔ)計(jì)算機(jī)程序的計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)，所述計(jì)算機(jī)程序?qū)εc兩 種不同的X射線能量相關(guān)的衰減數(shù)據(jù)的信噪比進(jìn)行動(dòng)態(tài)優(yōu)化，其中所述衰 減數(shù)據(jù)用于重建被檢查對象(110a)的圖像，當(dāng)所述計(jì)算機(jī)程序由數(shù)據(jù)處理器(561)運(yùn)行時(shí)用于執(zhí)行在權(quán)利要求1 中闡述的方法。
20、 一種程序單元，用于對與兩種不同的X射線能量相關(guān)的衰減數(shù)據(jù) 的信噪比進(jìn)行動(dòng)態(tài)優(yōu)化，其中所述衰減數(shù)據(jù)用于重建被檢查對象(110a) 的圖像，當(dāng)所述程序單元由數(shù)據(jù)處理器(561)運(yùn)行時(shí)用于執(zhí)行在權(quán)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(guān)的衰減數(shù)據(jù)的信噪比進(jìn)行動(dòng)態(tài)優(yōu)化，以用于重建被檢查對象的圖像。所述方法包括(a)在多個(gè)不同的投影角度估計(jì)對象的厚度和物質(zhì)組分；(b)對于各種投影角度中的每一個(gè)，計(jì)算不同的第一和第二X射線能量的各種組合的相應(yīng)公共信噪比；(c)對于各種投影角度中的每一個(gè)，選擇第一和第二X射線能量，以得到相應(yīng)的最大公共信噪比；(d)對于各種投影角度中的每一個(gè)，采集對象的X射線衰減數(shù)據(jù)，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(yōu)先權(quán)日2006年3月29日
發(fā)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