CN101410871A - 双能x射线成像中的噪声降低 - Google Patents

Abstract

说明了一种方法，用于降低与第一和第二频谱X射线数据采集相关的X射线衰减数据的噪声。该方法包括步骤：(a)获得表示所关注区域的X射线衰减特性的数据，(b)分别为第一和第二频谱X射线数据采集确定第一和第二基于衰减的线积分，以及(c)分别基于对于所述第一和第二频谱X射线数据采集的指定信噪比，计算对于第一和第二基于衰减的线积分的预期的第一和第二信噪比。该方法还包括步骤：(d)为其他第一频谱X射线数据采集重复上述的确定基于衰减的线积分的步骤和计算预期信噪比的步骤，以及(e)选择改进的频谱X射线数据采集，以便提高最终的X射线图像的总信噪比。

Description

双能X射线成像中的噪声降低

技术领域

本发明涉及双能X射线成像领域。由于使用了两个频谱不同的X射线数据采集，从而获得了同一个所关注区域的两个不同图像。具体而言，本发明涉及一种方法，用于降低与两个频谱上不同的X射线数据采集相对应的X射线衰减数据的统计噪声。

本发明还涉及一种数据处理设备，用于降低与两个频谱上不同的X射线数据采集相关的X射线衰减数据的统计噪声。

此外，本发明涉及用于双能X射线成像的射线照相系统。

而且，本发明涉及一种计算机可读介质和一种程序单元，其包含指令，用于执行上述方法，以降低与两个频谱上不同的X射线数据采集相关的X射线衰减数据的统计噪声。

背景技术

当前，医生和技师通常有权使用非常先进的医学诊断X射线成像设备。通常在X射线成像设备的操作过程中，X放射源在完全受控的情况下发射出X射线光子。X射线光子穿过受检查的患者的关注区(ROI)，并撞击在检测器上。过去，X射线成像设备采用初级胶片(rudimentary film)的检测器。然而，近来的发展已经产生了固态检测器，其包括分立检测器元件构成的网格，所述分立检测器元件分别响应于X射线光子的照射。然而不管使用什么检测器，目的是相同的，即产生所关注对象内的预先选择的ROI(例如特定类型的组织)的清晰的结果图像。

然而，存在与产生清晰的结果图像相关的固有困难。具体而言，因为X射线光子穿过整个患者，因此在检测器上构成的图像是X射线光子所穿过的包括预先选择的ROI在内的全部解剖结构的叠加。有时将这种解剖结构的叠加称为“解剖噪声”。解剖噪声对结果图像的影响是产生混乱、阴影及其它模糊效果，这些效果产生了比理想的清晰结果图像难以理解得多的结果图像。

减小解剖噪声的影响的尝试例如包括“双能成像”。当采用双能成像时，医生或技师采集两个图像，每一个图像都具有不同的平均X射线光子能量。因为不同的内部结构吸收不同的X射线光子能量的程度不同，因此就可以合并这两个结果图像来抑制解剖噪声。双能技术通常以两种方式之一来进行。

第一个方案使用两个堆叠的检测器。然后单次曝光在前检测器中产生第一图像。一些X射线光子继续穿过该前检测器，撞击到后检测器上。将前检测器与后检测器设计为感测不同的平均能量，从而产生ROI的对应于两个不同平均X射线光子能量的两个图像。第二个方案使用单个检测器和两次曝光，每一次曝光都使用不同的X射线光子能量。

US6,408,050 B1公开了一种方法，用于对所关注区域进行取决于能量的成像。该方法包括以下步骤：在检查期间使X射线检测器对X射线光子曝光；将X射线光子分为两组：具有高于所选能量阈值的能量的光子，和具有低于所选能量阈值的能量的光子。计数具有高于阈值的能量的X射线光子，以提供第一能量光子计数，同时计数具有低于阈值的能量的X射线光子，以提供第二能量光子计数。该方法将第一能量光子计数与第二能量光子计数在存储器中存储为检查数据，并通过将图像处理技术用于该检查数据来产生图像。

WO2005/092187 A1公开了一种设备和一种方法，用于血管造影成像。从而在将造影剂注入对象的冠状动脉时，给予X射线管能量，并成像心肌层。用检测器采集单个光子计数数据，同时，设定两个阈值以同时构成低能量图像和高能量图像。处理并显示这些图像。通过使用放射源来调整阈值能级，其中，除其它辐射外，该放射源还发出具有规定能量，例如32keV的X射线光子。在监控输出计数率的同时，为每一个读出通道逐渐增大低能级鉴别器的阈值能级。随着鉴别器能级增大到超过32keV，计数率下降。将阈值能级设定为一个略低于该下降能级的能级。

在对病人的X射线成像中，将放射剂量减小为最小值一直是个难题。为了解决这个难题，具有高效率光子计数的现代化的X射线检测器是非常有用的。这种X射线检测器通常包括布置在阵列中的多个检测器元件，以便提供二维空间分辨率。然而，当减小放射剂量时，每一个检测器元件的光子计数率也减小。这具有这样的结果：即，所采集的图像呈现出噪声背景。换句话说，减小了信噪比(SNR)。

需要在双能X射线成像中降低噪声，以便改善所采集图像的SNR。

发明内容

可以借助于根据独立权利要求的主题来满足这个需要。由从属权利要求来说明本发明的有利实施例。

根据本发明的第一方面，提供了一种方法，用于降低与两个频谱不同的X射线数据采集，即第一频谱X射线数据采集和第二频谱X射线数据采集，相关的X射线衰减数据的统计噪声，尤其用于为双能X射线成像提高总信噪比。

所述的方法包括步骤：(a)获得表示在所关注对象内的所关注区域的X射线衰减特性的数据，(b)为穿过所关注区域的预定X射线波束路径分别确定第一频谱X射线数据采集的第一基于衰减的线积分和第二频谱X射线数据采集的第二基于衰减的线积分，以及(c)分别基于对于第一频谱X射线数据采集和第二频谱X射线数据采集的指定信噪比，计算第一基于衰减的线积分的预期的第一信噪比和第二基于衰减的线积分的预期的第二信噪比。

所述方法还包括步骤：(d)为与所述第一频谱X射线数据采集不同的其他第一频谱X射线数据采集，和/或为与所述第二频谱X射线数据采集不同的其他第二频谱X射线数据采集，重复上述的确定基于衰减的线积分并计算预期信噪比的步骤，以及(e)选择改进的第一频谱X射线数据采集和/或改进的第二频谱X射线数据采集，以便提高基于所述第一基于衰减的线积分和所述第二基于衰减的线积分的X射线图像的总信噪比。

本发明的这个方面基于这样的观念：由于光子统计的原因，图像的信噪比(SNR)强烈地依赖于图像中每一个像素的光子计数率。对于可以将以不同平均X射线能量获得的两个图像合并成最终图像的双能成像也是如此。可以借助于适当的图像处理过程来完成这个合并。实际中也可以由医师来进行这个合并，医师获得由这两个图像提供的信息，以便基于其对借助双能成像获得的独立图像的经验提供诊断。

根据所述方法，选择两个不同X射线测量的两个频谱特性，以使得这两个图像中的每一个都程度不同地得益于足够的计数率。换句话说，通过考虑这两个图像各自的SNR，可以获得最终图像的最大总SNR。这意味着以这样的方式来执行频谱测量：用于两个图像的计数率都至少具有可接受的程度，以便不会使得一个图像具有非常高的SNR，另一个图像具有非常低的SNR。

所述所关注对象例如是人体或动物体。所述所关注区域通常是所关注对象的一部分，例如患者的头部。

根据本发明的实施例，该方法还包括：测量与改进的频谱X射线数据采集相对应的、所关注区域的X射线衰减数据。该改进的X射线测量可以用于任何类型的类似双能X射线数据采集中，以便将有效信噪比减小到最小值。

根据本发明进一步的实施例，采集衰减数据的步骤包括步骤：从标准数据集获得相应的数据。所述标准数据集例如可以从与所关注的真实对象相对应的标准仿真模型(phantom)得到。当前，可以为人体中的所有特定部分获得适当的仿真模型。这些仿真模型包括不同物质的组合，其至少在与诊断相关的能量范围内呈现出与所关注对象相类似的X射线衰减或X射线吸收特性。常见的物质例如是水和钙。

必须提到，并非必须要使用物理上存在的仿真模型。为执行上述的方法，使用这种仿真模型的X射线衰减数据就已足够了。这些数据是可以公开获得的，例如在互联网上。

根据本发明进一步的实施例，采集衰减数据的步骤包括步骤：完成对对象的初始衰减测量。这会提供这样的优点：可以估计真实对象的预期厚度和物质组合。真实对象的这些与X射线有关的特性的大概知识可以更好地改进频谱X射线数据采集，以便可以进一步提高总信噪比。

在检查病人的情况下，初始衰减测量可以允许对信噪比的病人自适应优化。

可以以所关注区域的多个不同投影角度实施初始衰减测量，以使得该测量对应于受检查对象的初始扫描图或预扫描。然而，以相对低的剂量来完成初始衰减测量通常就足够了，以使得即使是在受检查对象是人的情况下，最终重构的双能三维图像的改进的质量能够证明这种额外的放射剂量起到积极作用的。

必须指出，可以以一个或两个不同光子能量来实施初始测量。在任何情况下都应该以这样的精度来估计真实对象的厚度和物质组合：即，使得最终重构的双能三维图像的改进的质量能够证明由初始测量造成的额外的放射剂量起到积极作用的。

根据本发明进一步的实施例，可以为穿过所关注区域的不同X射线波束路径执行所述的确定基于衰减的线积分的步骤和所述的计算预期信噪比的步骤。其优点是显著改善了SNR最大化过程，因为可以使用一个以上的穿过所关注区域的X射线波束路径的衰减数据。这就可以得益于由所关注区域引起的预期X射线衰减的详细准确的知识。通常，以下是适用的：在改进第一X射线能量和/或改进第二X射线能量时所考虑的不同波束路径的数量越多，总SNR优化过程就越好。

根据本发明进一步的实施例，在10keV与150keV之间的能量范围内实施第一频谱X射线数据采集和第二频谱X射线数据采集。这个能量区间表示与诊断相关的能量范围。

在这点上必须指出，通常以大量成分包含在人和/或动物体内的所有元素都具有相对低的原子序数。因此，X射线吸收的特征K边缘完全在该指定的能量范围的最低限度之下。因此，衰减线积分对能量的相关性通常是平滑函数，且能够由两个基于衰减的函数很好的表示，例如光效应和康普顿效应。

根据本发明进一步的实施例，借助于发出多色频能量谱的X放射源来执行第一频谱X射线数据采集和第二频谱X射线数据采集。通常，X射线管发出这样的多色频频谱，其尤其依赖于加速电压。此外，可以使用两个或多个不同X放射源。

可以同时检测属于多色频能量谱内的两个不同能量区间的X射线光子。从而必须使用适当的能量分辨检测器，以便相互辨别出属于不同X射线能量的光子。

必须提及，也可以连续地检测属于不同X射线能量区间的光子。例如，其可以通过改变单个X射线管的工作状态来实现，具体的是通过改变加速电压，或通过使用不同的X射线滤波器。在此情况下，不提供能量分辨能力的常用X射线检测器就已足够了。

根据本发明进一步的实施例，在第一能量区间内实施第一频谱X射线数据采集。其优点是可以使用在这个能量区间内的全部光子，以便增加有效光子计数率，并由此增加相应的SNR。

根据本发明进一步的实施例，在第二能量区间内实施第二频谱X射线数据采集。从而，可以以这样的方式来选择第一能量区间和第二能量区间：即，使得穿过所关注区域的大多数光子都对最终图像有贡献。因此，可以有效的使用用于患者的放射剂量，以在最终双能X射线图像内获得较高的光子计数率。

根据本发明进一步的实施例，第一能量区间与第二能量区间在某个能量值处彼此相邻。这个能量值表示阈值能量。其优点是：可以使用所具有的能量处于宽能量范围内的全部光子，以便获得双能图像。可以由包含适当能量分辨能力的X射线检测器来完成该能量分离。从而，可以将具有低于该阈值能量的能量的光子计数为第一放射事件。因此，可以将具有高于阈值能量的能量的光子计数为第二能量发射事件。

根据本发明进一步的实施例，选择改进的频谱X射线数据采集的步骤包括改变阈值能量。其优点是：通过仅改变一个参数就同时改变了两个X射线测量。

根据本发明进一步的实施例，在恒定放射剂量的条件下执行所述的确定基于衰减的线积分的步骤、计算预期信噪比的步骤以及选择改进的频谱X射线数据采集的步骤。这提供了以下优点：在与患者高度相关的恒定条件下执行优化过程，以便不会增加偶然的和/或不必要的放射剂量。

根据本发明进一步的实施例，该方法还包括步骤(a)改变布置在每一个X射线波束路径中的滤波器的材料和/或厚度，和/或包括步骤(b)改变产生X射线波束的X射线管的加速电压。因此，不仅可以优化阈值能量，还可以改变相应X射线成像设备的不同参数，以便获得结果双能图像的SNR最大值。

必须提及，上述方法不限于双能X射线成像。由于现代化的检测器提供了高能量分辨能力，且更现代化的数据处理设备提供了高运算能力，因此也可以用三个或更多频谱不同的X射线数据采集的相应X射线测量来完成所述的方法。因此，可以产生更多提供信息的X射线图像。

还可以通过一种数据处理设备来满足上述需要，其用于降低与两个频谱不同的X射线数据采集，即第一频谱X射线数据采集和第二频谱X射线数据采集，相关的X射线衰减数据的统计噪声，尤其用于提高双能X射线成像的总信噪比。

根据本发明的这个方面，该数据处理设备包括存储器，用于存储表示在所关注对象内的所关注区域的X射线衰减特性的指定X射线衰减数据。

该数据处理设备还包括数据处理器，其适于执行以下操作：

(a)为穿过所关注区域的预定X射线波束路径分别确定第一频谱X射线数据采集的第一基于衰减的线积分和第二频谱X射线数据采集的第二基于衰减的线积分，(b)分别基于对于第一频谱X射线数据采集和第二频谱X射线数据采集的指定信噪比，计算第一基于衰减的线积分的预期第一信噪比和第二基于衰减的线积分的预期第二信噪比，(c)对与所述第一频谱X射线数据采集不同的其他第一频谱X射线数据采集和/或与所述第二频谱X射线数据采集不同的其他第二频谱X射线数据采集，重复上述确定基于衰减的线积分和计算预期信噪比的步骤，以及(d)选择改进的第一频谱X射线数据采集和/或改进的第二频谱X射线数据采集，以便提高基于所述第一基于衰减的线积分和所述第二基于衰减的线积分的X射线图像的总信噪比。

根据本发明进一步的实施例，该数据处理器还适于执行步骤：处理与所述改进的频谱X射线数据采集相对应的、所关注区域的测量的X射线衰减数据。这意味着除了优化在频谱上易受影响的X射线测量，尤其是阈值能量之外，数据处理器还能够用于执行对于基于多个所采集的X射线衰减数据产生可观看图像而言所必需的数字图像处理。

还可以通过一种射线照相系统来满足上述需要，射线照相系统基于与两个频谱不同的X射线数据采集，即第一频谱X射线数据采集和第二频谱X射线数据采集，相关的X射线衰减数据，产生所关注区域的X射线图像。

该射线照相系统包括：放射源，其适于发射出放射线波束；放射线检测器，其适于在放射线波束穿过所关注区域后检测该放射线波束；存储器，用于存储表示在所关注对象内的所关注区域的X射线衰减特性的指定X射线衰减数据；以及数据处理器。该数据处理器适于执行以下操作：

(a)为穿过所关注区域的预定X射线波束路径分别确定第一频谱X射线数据采集的第一基于衰减的线积分和第二频谱X射线数据采集的第二基于衰减的线积分，(b)分别基于对于第一频谱X射线数据采集和第二频谱X射线数据采集的指定信噪比，计算第一基于衰减的线积分的预期第一信噪比和第二基于衰减的线积分的预期第二信噪比，(c)对与所述第一频谱X射线数据采集不同的其他第一频谱X射线数据采集和/或与所述第二频谱X射线数据采集不同的其他第二频谱X射线数据采集，重复上述确定基于衰减的线积分和计算预期信噪比的步骤，以及(d)选择改进的第一频谱X射线数据采集和/或改进的第二频谱X射线数据采集，以便提高基于所述第一基于衰减的线积分和所述第二基于衰减的线积分的X射线图像的总信噪比。

所述放射源可以是常规X射线源。优选的，所述放射源适于发射出多色频X射线放射波束。所述放射线检测器可以由单个放射线检测器、多个放射线检测器或检测器阵列构成。优选的，所述放射线检测器包括能量分辨能力，以便在不必改变检测器设置或操作模式的情况下，可以检测到在第一X射线能量区间内或在第二X射线能量区间内的光子。

该射线照相系统例如可以是产生3D图像的双能计算机断层摄影(CT)系统。然而，所述噪声降低也可以用于通常产生2D图像的双能计算机断层摄影系统，如血管造影X射线成像系统。在任何情况下，都可以在有或没有造影剂的情况下实施双能X射线成像。

根据本发明的实施例，所述放射线检测器包括能量分辨能力。这意味着所述放射线检测器以及(如有必要)布置在相对于检测器的下游的电子设备能够将光子区分为两个不同事件之一。优选的，可以将具有低于阈值能量的能量的光子计数为第一能量放射事件。因此可以将具有高于阈值能量的能量的光子计数为第二能量放射事件。

所述放射线检测器可以是包括能量集中式检测器，例如闪烁检测器。这使得检测器输出与检测到的光子的能量成正比。作为备选方案，所述放射线检测器可以是能量鉴别检测器，其中，根据检测到的光子的能量是在第一能量区间内还是在第二能量区间内，来输出两种信号。

还可以通过一种计算机可读介质来满足上述需要，在该计算机可读介质上存储了计算机程序，用于降低与两个频谱不同的X射线数据采集，即第一频谱X射线数据采集和第二频谱X射线数据采集，相关的X射线衰减数据的统计噪声。当由处理器执行时，该计算机程序适于完成包括上述方法的示例性实施例的步骤的操作。

还可以通过一种程序单元来满足上述需要，用于降低与两个频谱不同的X射线数据采集，即第一频谱X射线数据采集和第二频谱X射线数据采集，相关的X射线衰减数据的统计噪声。当由处理器执行时，该程序单元适于完成包括上述方法的示例性实施例的步骤的操作。

该程序单元可以用任何适合的编程语言来编写，诸如例如，C++，并且可以存储在计算机可读介质上，诸如CD-ROM。此外，可以从网络获得计算机程序，诸如万维网，可以从网络上将计算机程序下载到图像处理单元或处理器，或任何适合的计算机中。

必须指出，已经参照不同的主题说明了本发明的实施例。具体的，参照装置类型权利要求说明了一些实施例，参照方法类型权利要求说明了其它实施例。然而，本领域技术人员会从以上及随后的说明中认识到，除非另有声明，否则会认为除属于一个主题的特征的任意组合之外，与不同主题相关的特征之间的任意组合，特别是装置类型权利要求的特征与方法类型权利要求的特征之间的特征组合都已在本申请中公开。

由下文中说明的实施例的范例，本发明上述及更多方面会是显而易见的，并参考实施例的范例来加以解释。下文中参考实施例的范例将更详细的说明本发明，但本发明不限于此。

附图说明

图1显示了双能计算机断层摄影(CT)系统的简化的示意图。

图2显示了用于降低与两个频谱不同的X射线数据采集相关的X射线衰减数据的统计噪声的方法的流程图。

图3显示了描绘当分割两个能量窗口的阈值能量ET改变时所获得的两个不同图像的SNR的示范性特性的图示。

图4显示了用于执行根据本发明的方法的示范性实施例的图像处理设备。

具体实施方式

附图中的描绘是示意性的。注意在不同附图中，以相同参考标记，或仅是第一个数字与相应参考标记不同的参考标记提供了相似或相同的元件。

以下会首先给出一些与双能成像中SNR的光子统计学影响有关的理论背景信息。

双能X射线成像在常规X射线或计算机断层摄影(CT)系统的图像处理步骤中引入了额外的处理步骤。这个处理步骤基于一个重要的理解，即，在诊断所关注的能量范围(即在约10keV与150keV之间的能量范围)中的物质的质量衰减系数μ(E)的能量相关性可以很好地以仅仅两个基于衰减的函数μ₁(E)和μ₂(E)的线性组合来近似。从物理学观点，可以理解为是光效应和康普顿散射的总横截面之和。

然而，也可以通过水和钙的质量衰减的组合来描述这个特性。这些基础材料对于医师而言常常是更方便地理解活的人和/或动物组织的X射线衰减特性，因为这些材料是人体组织的重要组成部分。

上述处理步骤包括以下非线性方程式组的解：

$M_1=C_1{\∫}_0^{E_T}{\mathrm{\Φ}}_1\left(E\right)e^{-A_1{\mathrm{\μ}}_1\left(E\right)-A_2{\mathrm{\μ}}_2\left(E\right)}{D}_1\left(E\right)d\left(E\right)=f_1(A_1,A_2)---\left(1a\right)$

$M_2=C_2{{\∫}_{E_T}^{\∞}\mathrm{\Φ}}_2\left(E\right)e^{-A_1{\mathrm{\μ}}_1\left(E\right)-A_2{\mathrm{\μ}}_2\left(E\right)}{D}_2\left(E\right)d\left(E\right)=f_2(A_1,A_2)---\left(1b\right)$

在此，M₁和M₂是分别在从0到E_T和从E_T到∞范围的能量区间中所检测到的光子数。C₁和C₂分别是通过校准过程获得的系数。E_T是用于将各个光子检测事件分为对M₁有贡献的事件或对M₂有贡献的事件的阈值能量。为了避免过多的检测器噪声，除了E_T之外，还必须设定低能量噪声阈值。

在以上指定的公式中，Φ₁(E)和Φ₂(E)分别表示在两个上述能量区间内的经滤波的光子数频谱，其中这些光子撞击所关注对象。D₁(E)和D₂(E)分别表示用于这两个能量区间的相应检测器的效率。A₁和A₂是表示考虑中的对象通路的质量衰减线积分。

可以将两个公式(1a)和(1b)写为仅取决于A₁和A₂的函数。

通过：

${{\mathrm{\σ}}_{A_1}}^2=\frac{{{\mathrm{\μ}}_{22}}^2/{{\mathrm{SNR}}_1}^2+{{\mathrm{\μ}}_{12}}^2/{{\mathrm{SNR}}_2}^2}{{({\mathrm{\μ}}_{11}{\mathrm{\μ}}_{22}-{\mathrm{\μ}}_{12}{\mathrm{\μ}}_{21})}^2}---\left(2a\right)$

${{\mathrm{\σ}}_{A_2}}^2=\frac{{{\mathrm{\μ}}_{21}}^2/{{\mathrm{SNR}}_1}^2+{{\mathrm{\μ}}_{11}}^2/{{\mathrm{SNR}}_2}^2}{{({\mathrm{\μ}}_{11}{\mathrm{\μ}}_{22}-{\mathrm{\μ}}_{12}{\mathrm{\μ}}_{21})}^2}---\left(2b\right)$

显示了所导出的量A_i的方差σ_Ai ²与原始测量值M_i的信噪比SNR₁和SNR₂有关，

从而， ${\mathrm{\μ}}_{\mathrm{ij}}\≡-\frac{\∂\ln \left(M_i\right)}{\∂A_j},(i,j=\mathrm{1,2})$

在此，μ_ij表示在传输穿过对象的频谱上的有效衰减系数。通过使用所谓的高斯误差传递规则，公式(2a)和(2b)可以由以上给出的公式(1a)和(1b)导出。σ_Ai直接正比于一高斯分布的宽度，该高斯分布将质量衰减线积分A_i的分布描述为光子计数的统计分布。

可以易于从以上给出的公式领会到，两个图像中每一个的最大SNR强烈地依赖于阈值能量E_T。这意味着，对于重构的光或康普顿图像或者对于水或钙的图像，最佳E_T是不同的。然而，频谱和基础材料常常会主要通过以上公式中的分母来影响噪声，所述分母等于由SQF＝(μ₁₁μ₂₂-μ₁₂μ₂₁)²给出的所谓的“频谱质量因子”。因此，用于光和康普顿图像(或水和钙图像)的最佳阈值会是相似的。

根据下文所述的本发明的实施例，通过在恒定患者剂量的条件下优化阈值能量E_T来实现以上给出的方差的最小化和相应的SNR的最大化。

必须指出，这个优化过程可以部分地与通常用于X射线滤波器材料的材料的模拟变化和/或该材料的厚度的模拟变化相结合。而且，优化过程还可以与管电压中的变化的模拟相结合。

图1显示了计算机断层摄影设备100，其也称为CT扫描器。CT扫描器100包括扫描架101，其可以围绕旋转轴102旋转。借助于电机103来驱动扫描架101。

参考数字标记105指示了放射源，例如X放射源，其发射出多色频(polychromatic)放射线。CT扫描器100还包括窗孔系统106，其将从放射源105发射出的放射线波束成形为多色频放射线波束107。还可以通过滤波器单元(未示出)来改变从放射源105射出的放射线波束的频谱分布，将该滤波器单元布置在窗孔系统106附近。

引导放射线波束107，使其穿过所关注区域110a，放射线波束107可以是锥形或扇形波束107。根据同此所述的实施例，所关注区域是患者110的头部110a。

患者110位于工作台112上。将患者的头部110a布置在扫描架101的中央，其表示CT扫描器100的检查区域。在多色频放射线波束107穿过所关注区域110a之后，撞击到放射线检测器115上。为了能够将每一个光子检测事件分为低能量光子事件或高能量光子事件，放射线检测器115包括能量分辨能力。

可以按照图1所示，将能量分辨检测器115布置在扫描架101上，与放射源105相对。检测器115包括多个检测器元件115a，其中，每一个检测器元件115a都能够检测被患者110的头部110a散射或穿过头部110a的X射线光子。

在扫描所关注区域110a期间，X放射源105、窗孔系统106和检测器115与扫描架101一起在由箭头117所指明的旋转方向上旋转。为了扫描架101的旋转，将电机103连接到电机控制单元120，电机控制单元120自身连接到数据处理设备125。数据处理设备125包括重构单元，可以借助于硬件和/或借助于软件来实现该重构单元。重构单元适于基于在不同观察角度下获得的多个2D图像来重构3D图像。

而且，数据处理设备125还充当控制单元，其与电机控制单元120通信，以便协调扫描架101的运动与工作台112的运动。由电机113实施工作台112的线性位移，电机113也连接到电机控制单元120。

CT扫描器100采集头部110a的计算机断层摄影数据。从而，扫描架101旋转，同时将工作台112线性的平行于旋转轴102移位，以便实施对所关注区域110a的螺旋状扫描。

应指出，还可以实施环形扫描，在此情况下，在平行于旋转轴102的方向上没有位移，而仅有扫描架101围绕旋转轴102的旋转。从而可以以高精度测量头部110a的分层切片。

将检测器115耦合到脉冲鉴别器单元118，脉冲鉴别器单元118能够将每一个光子检测事件分为低能量事件或可替换的分为高能量事件。将脉冲鉴别器单元118耦合到数据处理设备125，数据处理设备125能够基于相应的低能量光子计数和相应的高能量光子计数，来重构两个不同的3D图像。可以借助于数据处理设备125来合并这些图像，以便产生最终的3D图像。作为替代，可以分别输出这两个图像，以便医师能够理解这两个图像。

必须提及，在检测器115与数据处理设备125中间还可以连接其他电子设备，其能够对所采集的投影数据的实时数据处理。

为了观察重构的图像，提供了显示器126，其耦合到数据处理设备125。另外，这两个图像还可以由打印机127打印出来，打印机127也耦合到数据处理设备125。此外，还可以将数据处理设备125耦合到图像存档及通信系统128(PACS)。

应指出，可以将监视器126、打印机127和/或在CT扫描器100内提供的其它设备布置在计算机断层摄影设备100的本地。作为替代，这些组件可以远离于CT扫描器100，例如在机构或医院内的其它地方，或者在经一个或多个可配置网络，例如互联网、虚拟专用网等，链接到CT扫描器100的完全不同的地点处。

图2显示了用于降低与两个不同X射线能量区间，即第一X射线能量区间和第二X射线能量区间，相关的X射线衰减数据的统计噪声的示范性方法的流程图，该方法具体的用于提高双能X射线成像的总信噪比。该方法开始于步骤S1。

在步骤S2，选择所关注对象内的所关注区域。所关注区域可以是所关注对象(例如人体)的一部分，或者可以是整个对象。

在步骤S3，选择适当的仿真模型。所述仿真模型表示所关注区域的X射线衰减特性。尤其是可以为人体的所有部分获得适当的影像。这些仿真模型包括不同物质的组合，其至少在与诊断相关的能量区间内呈现出相似的X射线衰减或X射线吸收特性。

必须指出，不使用仿真模型来提取与所关注区域的预期X射线衰减相关的信息，或者除了使用仿真模型之外，也可以完成真实对象的初始衰减测量。其优点是，可以估计真实对象的预期厚度和物质合成。在检查病人的情况下，初始衰减测量可以实现信噪比的患者自适应优化。

在步骤S4，分别确定第一频谱X射线数据采集的第一基于衰减的线积分和第二频谱X射线数据采集的第二基于衰减的线积分。两个基于衰减的线积分都是针对穿过仿真模型的预定X射线波束路径而确定的。

在步骤S5，分别基于对于第一和第二频谱X射线数据采集的指定信噪比，计算第一基于衰减的线积分的预期的第一信噪比和第二基于衰减的线积分的预期的第二信噪比。

在步骤S6，对与该第一频谱X射线数据采集不同的至少一个其他第一频谱X射线数据采集和/或与该第二频谱X射线数据采集不同的至少一个其他第二频谱X射线数据采集，重复上述的确定基于衰减的线积分的步骤和计算预期信噪比的步骤。从而为每一个频谱X射线数据采集确定这两个信噪比的相关性。

可以非常容易的将SNR的能量相关性示出为仅仅一个参数的函数。这个情况是是否在两个相邻的X射线能量区间内实施这两个频谱不同的X射线数据采集，这两个相邻的X射线能量区间是由所谓的阈值能量ET来彼此相分离。将两个相邻能量区间分别指定给两个频谱数据采集具有更多的优点：即，可以将穿过所关注区域的全部光子用于双能成像。

在步骤S7，选择改进的第一频谱X射线数据采集和/或改进的第二频谱X射线数据采集，以便提高基于所述第一基于衰减的线积分和所述第二基于衰减的线积分的X射线图像的总信噪比。

最后，该方法结束于步骤S8。

可以将所述改进的第一频谱X射线数据采集和/或改进的第二频谱X射线数据采集用于所关注区域110a的双能成像。由于完全可以在物理X射线成像之前完成上述方法，因此可以没有延迟地实施实际的双能X射线成像。因此，本发明的实现是基于相对于可变能量阈值E_T的、模拟数据的SNR的最大化处理。

图3显示了描绘在用于分割两个能量区间的阈值能量E_T变化时，以这两个不同X射线能量区间获得的两个不同图像的SNR的示例性特性的示例图。该图将光/康普顿信号的SNR显示为能量阈值E_T的函数。该示例图显示了在仿真模型由20cm的水和2cm的钙组成的情况下，基于以上给定的公式的优化结果。将阳极电流设定为100mA，将X射线管电压认为是120kV。如同由示出的SNR特性可知，用于这两个成分的最佳阈值约为65keV。

必须指出，发明人还给出了图3中的这两个SNR的极大值为何在阈值能量的相同值附近的原因。如由公式(2a)和(2b)见到的，方差σ_Ai ²的值主要取决于以上给出的SQF，对于σ_A1 ²和σ_A2 ²也是一样。方差σ_A1 ²和σ_A2 ²各自的分子分别呈现出与阈值能量的弱相关性。可以从这样的事实理解它：必须将来自总光子数中的每一个光子计数为低能量事件或高能量事件之一。这意味着每一个光子增加SNR₁或增加SNR₂。由于是对倒置SNR_i值求和来得到σ_A1 ²及σ_A2 ²，因此E_T的变化仅仅微弱地影响方差σ_A1 ²及σ_A2 ²。

图4示出了根据本发明的数据处理设备425的示例性实施例，用于执行根据本发明的方法的示例性实施例。数据处理设备425包括中央处理单元(CPU)或图像处理器461。图像处理器461连接到存储器462，用于临时存储采集的投影数据，经总线系统465将图像处理器461连接到多个输入/输出网络或诊断设备，例如CT扫描器。而且，图像处理器461连接到显示设备463，例如计算机监视器，用于显示信息或者由图像处理器61重构的一个或多个图像。操作者或用户可以通过图4中未示出的键盘564和/或任何其它输出设备与图像处理器461交互。

必须指出，本发明并不限于用于产生3D图像的双能计算机断层摄影系统。所述的噪声降低还可以用于双能计算机射线照相成像系统，其通常产生2D图像，象例如血管造影X射线成像系统。在任何情况下，都可以在有或没有造影剂的情况下实施双能X射线成像。

应注意术语“包括”不排除其它元件或步骤，“一个”不排除多个。此外，可以组合与不同实施例相关联而说明的元件。还应注意不应将在权利要求书中的参考标记解释为限制权利要求的范围。

参考标记列表

100计算机断层摄影设备/CT扫描器

101扫描架

102旋转轴

103电机

105多色频X放射源

106窗孔系统

107多色频放射线波束

110所关注对象/患者

110a所关注区域/患者的头部

112工作台

113电机

115能量分辨放射线检测器

115a检测器元件

117旋转方向

118脉冲鉴别器单元

120电机控制单元

125数据处理设备(包括重构单元)

126监视器

127打印机

128图像存档及通信系统(PACS)

S1步骤1

S2步骤2

S3步骤3

S4步骤4

S5步骤5

S6步骤6

S7步骤7

S8步骤8

425数据处理设备

461中央处理单元/图像处理器

462存储器

463显示设备

464键盘        465总线系统

Claims (19)

1、一种方法，用于降低与两个频谱不同的X射线数据采集，第一频谱X射线数据采集和第二频谱X射线数据采集，相关的X射线衰减数据的统计噪声，尤其用于提高双能X射线成像的总信噪比，该方法包括以下步骤：

获得表示在所关注对象(110)内的所关注区域(110a)的X射线衰减特性的衰减数据，

为穿过所述所关注区域(110a)的预定X射线波束(107)路径分别确定所述第一频谱X射线数据采集的第一基于衰减的线积分(A₁)和所述第二频谱X射线数据采集的第二基于衰减的线积分(A₂)，

分别基于对于所述第一频谱X射线数据采集和所述第二频谱X射线数据采集的指定信噪比(SNR₁、SNR₂)，计算所述第一基于衰减的线积分(A₁)的预期的第一信噪比和所述第二基于衰减的线积分(A₂)的预期的第二信噪比，

针对与所述第一频谱X射线数据采集不同的其他第一频谱X射线数据采集和/或与所述第二频谱X射线数据采集不同的其他第二频谱X射线数据采集重复上述的确定所述基于衰减的线积分(A₁、A₂)的步骤和计算所述预期信噪比的步骤，

选择改进的第一频谱X射线数据采集和/或改进的第二频谱X射线数据采集，以便提高基于所述第一基于衰减的线积分(A₁)和所述第二基于衰减的线积分(A₂)的X射线图像的总信噪比。

2、如权利要求1所述的方法，还包括：

测量与所述改进的频谱X射线数据采集相对应的、所述所关注区域(110a)的X射线衰减数据。

3、如权利要求1所述的方法，其中，

所述获取衰减数据的步骤包括步骤：

从标准数据集中获得相应的数据。

4、如权利要求1所述的方法，其中，

所述获取衰减数据的步骤包括步骤：

完成对所述对象(110a)的初始衰减测量。

5、如权利要求1所述的方法，其中，

为穿过所述所关注区域(110a)的不同X射线波束路径执行所述确定基于衰减的线积分(A₁、A₂)的步骤和所述计算预期信噪比的步骤。

6、如权利要求1所述的方法，其中，

在10keV与150keV之间的能量范围内实施所述第一频谱X射线数据采集和所述第二频谱X射线数据采集。

7、如权利要求1所述的方法，其中，

借助于发出多色频能量谱的X放射源(105)来执行所述第一频谱X射线数据采集和所述第二频谱X射线数据采集。

8、如权利要求1所述的方法，其中，

在第一能量区间内实施所述第一频谱X射线数据采集。

9、如权利要求8所述的方法，其中，

在第二能量区间内实施所述第二频谱X射线数据采集。

10、如权利要求9所述的方法，其中，在能量度量上，

所述第一能量区间与所述第二能量区间在表示阈值能量(E_T)的能量值处彼此相邻。

11、如权利要求10所述的方法，其中，

所述选择改进的频谱X射线数据采集的步骤包括：

改变所述阈值能量(E_T)。

12、如权利要求1所述的方法，其中，至少所述确定基于衰减的线积分(A₁、A₂)的步骤、所述计算预期信噪比的步骤和所述选择改进的频谱X射线数据采集的步骤是在恒定放射剂量的条件下执行的。

13、如权利要求12所述的方法，还包括步骤：

改变布置在每一个X射线波束路径中的滤波器的材料和/或厚度，和/或

改变用于产生所述X射线波束的X射线管(105)的加速电压。

14、一种数据处理设备，用于降低与两个频谱不同的X射线数据采集，第一频谱X射线数据采集和第二频谱X射线数据采集，相关的X射线衰减数据的统计噪声，尤其用于提高双能X射线成像的总信噪比，所述数据处理设备包括：

存储器(462)，用于存储表示在所关注对象(110)内的所关注区域(110a)的X射线衰减特性的指定X射线衰减数据，以及

数据处理器(461)，其适于执行以下操作：

-为穿过所述所关注区域(110a)的预定X射线波束路径分别确定所述第一频谱X射线数据采集的第一基于衰减的线积分(A₁)和所述第二频谱X射线数据采集的第二基于衰减的线积分(A₂)，

-分别基于对于所述第一频谱X射线数据采集和所述第二频谱X射线数据采集的指定信噪比(SNR₁、SNR₂)，计算所述第一基于衰减的线积分(A₁)的预期的第一信噪比和所述第二基于衰减的线积分(A₂)的预期的第二信噪比，

-针对与所述第一频谱X射线数据采集不同的其他第一频谱X射线数据采集和/或与所述第二频谱X射线数据采集不同的其他第二频谱X射线数据采集重复上述的确定所述基于衰减的线积分(A₁、A₂)的步骤和计算所述预期信噪比的步骤，以及

-选择改进的第一频谱X射线数据采集和/或改进的第二频谱X射线数据采集，以便提高基于所述第一基于衰减的线积分(A₁)和所述第二基于衰减的线积分(A₂)的X射线图像的总信噪比。

15、根据权利要求14所述数据处理设备，其中，所述数据处理器(461)还适于执行步骤：

-处理与所述改进的频谱X射线数据采集相对应的、所述所关注区域(110a)的所测量X射线衰减数据。

16、一种射线照相系统，用于基于与两个频谱不同的X射线数据采集，第一频谱X射线数据采集和第二频谱X射线数据采集，相关的X射线衰减数据，产生所关注区域的X射线图像，所述射线照相系统包括：

放射源(105)，适于发射出放射线波束(107)，

放射线检测器(115)，适于在所述放射线波束(107)穿过所关注区域(110a)之后检测该放射线波束(107)，

存储器(462)，用于存储表示在所关注对象(110)内的所述所关注区域(110a)的X射线衰减特性的指定X射线衰减数据，及

数据处理器(461)，其适于执行以下操作：

-为穿过所述所关注区域(110a)的预定X射线波束路径分别确定所述第一频谱X射线数据采集的第一基于衰减的线积分(A₁)和所述第二频谱X射线数据采集的第二基于衰减的线积分(A₂)，

-分别基于对于所述第一频谱X射线数据采集和所述第二频谱X射线数据采集的指定信噪比(SNR₁、SNR₂)，计算所述第一基于衰减的线积分(A₁)的预期的第一信噪比和所述第二基于衰减的线积分(A₂)的预期的第二信噪比，

-针对与所述第一频谱X射线数据采集不同的其他第一频谱X射线数据采集和/或与所述第二频谱X射线数据采集不同的其他第二频谱X射线数据采集重复上述的确定所述基于衰减的线积分(A₁、A₂)的步骤和计算所述预期信噪比的步骤，及

-选择改进的第一频谱X射线数据采集和/或改进的第二频谱X射线数据采集，以便提高基于所述第一基于衰减的线积分(A₁)和所述第二基于衰减的线积分(A₂)的X射线图像的总信噪比。

17、根据权利要求16所述的射线照相系统，其中，

所述放射线检测器(105)包括能量分辨能力。

18、一种计算机可读介质，在其上存储了计算机程序，用于降低与两个频谱不同的X射线数据采集，第一频谱X射线数据采集和第二频谱X射线数据采集，相关的X射线衰减数据的统计噪声，当所述计算机程序由处理器(461)执行时，适于完成以下操作：

-为穿过所关注区域(110a)的预定X射线波束路径分别确定所述第一频谱X射线数据采集的第一基于衰减的线积分(A₁)和所述第二频谱X射线数据采集的第二基于衰减的线积分(A₂)，

-分别基于对于所述第一频谱X射线数据采集和所述第二频谱X射线数据采集的指定信噪比(SNR₁、SNR₂)，计算所述第一基于衰减的线积分(A₁)的预期的第一信噪比和所述第二基于衰减的线积分(A₂)的预期的第二信噪比，

-针对与所述第一频谱X射线数据采集不同的其他第一频谱X射线数据采集和/或与所述第二频谱X射线数据采集不同的其他第二频谱X射线数据采集重复上述的确定所述基于衰减的线积分(A₁、A₂)的步骤和计算所述预期信噪比的步骤，以及

-选择改进的第一频谱X射线数据采集和/或改进的第二频谱X射线数据采集，以便提高基于所述第一基于衰减的线积分(A₁)和所述第二基于衰减的线积分(A₂)的X射线图像的总信噪比。

19、一种程序单元，用于降低与两个频谱不同的X射线数据采集，第一频谱X射线数据采集和第二频谱X射线数据采集，相关的X射线衰减数据的统计噪声，当所述程序单元由处理器(461)执行时，适于完成以下操作：

-为穿过所关注区域(110a)的预定X射线波束路径分别确定所述第一频谱X射线数据采集的第一基于衰减的线积分(A₁)和所述第二频谱X射线数据采集的第二基于衰减的线积分(A₂)，

-分别基于对于所述第一频谱X射线数据采集和所述第二频谱X射线数据采集的指定信噪比(SNR₁、SNR₂)，计算所述第一基于衰减的线积分(A₁)的预期的第一信噪比和所述第二基于衰减的线积分(A₂)的预期的第二信噪比，

-针对与所述第一频谱X射线数据采集不同的其他第一频谱X射线数据采集和/或与所述第二频谱X射线数据采集不同的其他第二频谱X射线数据采集重复上述的确定所述基于衰减的线积分(A₁、A₂)的步骤和计算所述预期信噪比的步骤，及

-选择改进的第一频谱X射线数据采集和/或改进的第二频谱X射线数据采集，以便提高基于所述第一基于衰减的线积分(A₁)和所述第二基于衰减的线积分(A₂)的X射线图像的总信噪比。

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