CN101416073B - 用于重建图像的双能量衰减数据的信噪比的动态优化 - Google Patents

Abstract

本文描述了一种方法，其对与两种不同的X射线能量相关的衰减数据的信噪比进行动态优化，以用于重建被检查对象的图像。所述方法包括：(a)在多个不同的投影角度估计对象的厚度和物质组分；(b)对于各种投影角度中的每一个，计算不同的第一和第二X射线能量的各种组合的相应公共信噪比；(c)对于各种投影角度中的每一个，选择第一和第二X射线能量，以得到相应的最大公共信噪比；(d)对于各种投影角度中的每一个，采集对象的X射线衰减数据，由此，两种X射线能量是使分配给各自的投影角度的信噪比最大的X射线能量。

Description

用于重建图像的双能量衰减数据的信噪比的动态优化

技术领域

本发明涉及双能量X射线成像领域。由此，可以获得被检查的同一个对象的两幅不同图像，从而，对于每幅图像使用具有不同X射线光子能量的X射线。具体地说，本发明涉及对与两种不同的X射线能量相关的X射线衰减数据的信噪比进行优化的方法，其中X射线衰减数据用于重建被检查对象的二维或三维图像。

本发明还涉及计算机断层摄影系统，该系统根据与两个不同X射线能量相关的衰减数据生成被检查对象的X射线图像。计算机断层摄影系统包括辐射源、辐射检测器和可旋转的机架，其中该机架用于绕着被检查对象共同地旋转辐射源和辐射检测器。

此外，本发明还涉及对与两个不同X射线能量相关的用于重建被检查对象图像的X射线衰减数据的信噪比进行优化的数据处理设备。

此外，本发明还涉及计算机可读介质和具有运行上文提到的方法的指令的程序单元，其对与两个不同X射线能量相关的用于重建被检查对象图像的X射线衰减数据的信噪比进行优化。

背景技术

如今，医生和技术员经常使用非常尖端的医疗诊断X射线成像设备。一般情况下，在操作X射线成像设备期间，在严格控制的环境中X射线源发射X射线光子。X射线光子穿过被检查病人的目标区域(ROI)并撞击在检测器上。在过去，X射线成像设备使用基于初步胶片的检测器。然而，最近已经发展到使用固态检测器，其包括多个分别地响应X射线光子的曝光的离散检测器元件。然而，不管使用何种检测器，目标仍然是相同的，即产生一个在目标对象内预选的ROI(例如特定类型的组织)的清晰结果图像。

然而，产生清晰结果图像有内在的难度。具体地说，因为X射线穿过整个患者，所以，在检测器上形成的图像是X射线光子通过的包括预选ROI在内的所有解剖结构的重叠。该解剖结构的重叠有时称作“解剖噪声”。解剖噪声在结果图像上产生混乱、阴影和其它朦胧影响，使得绘制的结果图像比理想清晰结果图像要难于理解。

减少解剖噪声影响的方法包括诸如“双能量”成像。当使用双能量成像时，医生或技术员采集各具不同平均X射线光子能量的两幅图像。由于不同的内部结构在不同程度上吸收不同的X射线光子能量，因而组合两幅结果图像来抑制解剖噪声是可能的。一般情况下，双能量技术按照两种方法之一进行。

第一种方法使用两个叠置检测器。随后，单次曝光在第一检测器中生成第一图像。一些X射线光子继续通过第一检测器撞击在第二检测器上。第一和第二检测器应当能够感觉到不同的平均能量，从而产生与两种平均X射线光子能量相对应的两幅ROI的图像。第二种方法使用单一检测器和两次曝光，其中每次曝光具有不同的X射线光子能量。

US 6,408,050B1公开了一种依靠能量对目标区域进行成像的方法。该方法包括以下步骤：在检查期间用X射线光子对X射线检测器进行曝光，并将X射线光子分成两组，其中能量在选定的能量门限之上的为一组，那些能量在选定的能量门限之下的为另一组。统计具有门限之上能量的X射线光子，以提供第一能量光子数，统计具有门限之下能量的X射线光子，以提供第二能量光子数。该方法将第一能量光子数和第二能量光子数作为检查数据保存在存储器中，并对该检查数据运用图像处理技术来生成图像。

WO 2005/092187A1公开了用于血管造影成像的一种装置和一种方法。由此，当为接受治疗者的冠状动脉注入对照药剂时，给X射线管加电压并对心肌层成像。当用检测器采集单一光子统计数据时，同时设置两个门限形成低能量图像和高能量图像。接着处理图像并显示之。使用放射性源调整门限值，该放射源使用预定义的如32keV的能量在其它辐射之间发射X射线光子。当监控输出计数速率时，每一个读出信道的低电平鉴别器的门限值逐渐升高。当鉴别器的电平增加到32keV之上时，计数速率下降。将门限值设置在微低于下降的计数速率值的地方。

US 2003/0076988A1公开一种对于在低剂量计算机断层摄影投影和重建的图像中的噪声进行处理的方法。该方法包括：在原始数据的窦腔X线照相域中应用域特定滤波器；在窦腔X线照相域滤波之后在原始数据的图像域应用边缘保留平滑滤波器。

EP 981 998 A1公开了调节X射线源电流，以减少图像噪声，从而更好地适应不同的扫描参数。可以根据图像切片厚度、扫描旋转时间、校准模式、工作台速度、扫描模式和过滤模式来调节X射线源电流。具体地说，在计算机断层摄影系统计算机中存储一个函数，以确定X射线源电流调节因子，从而为确定参数的X射线源提供适当的X射线源电流。在调整X射线源电流之后扫描对象。

SU 1261143公开了一种高电压X射线装置。该X射线装置配备有包括两个相同的面对面的楔形边的X射线滤波器。

发明内容

在患者的X射线成像过程中，将辐射剂量减少到最小值始终是一个难题。为了破解这道难题，具有高效光子计数的现代X射线检测器是非常有帮助的。为了提供二维空间分辨率，这种X射线检测器一般包括多个排成阵列的检测器元件。然而，当减少辐射剂量时，每个检测器元件的光子计数速率也降低。因此，采集的图像表现出有噪声的背景。换言之，信噪比(SNR)降低了。

为了提高采集的图像的信噪比(SNR)，需要在双能量X射线成像中降低噪声。

这一需求可由独立权利要求的主题来满足。从属权利要求描述了本发明的优选实施例。

根据本发明的第一方面，提供了一种对与两个不同X射线能量相关的用于重建被检查对象的图像的衰减数据的信噪比进行优化的方法。描述的方法包括：(a)在穿过对象的X射线的第一投影角度，估计对象的厚度和物质组分；(b)在穿过对象的X射线的第二投影角度，估计对象的厚度和物质组分。

描述的方法还包括：(c)选择分配给第一投影角度的第一X射线能量和分配给第一投影角度的第二X射线能量，以使得：根据分配给第一投影角度的第一X射线能量和分配给第一投影角度的第二X射线能量，衰减数据的第一公共信噪比得以优化。

此外，描述的方法还包括：(d)选择分配给第二投影角度的第一X射线能量和分配给第二投影角度的第二X射线能量，以使得：根据分配给第二投影角度的第一X射线能量和分配给第二投影角度的第二X射线能量，衰减数据的第二公共信噪比得以优化。

此外，描述的方法还包括：(e)在第一投影角度，用分配给第一投影角度的第一X射线能量和分配给第一投影角度的第二X射线能量，采集对象的X射线衰减数据；(f)在第二投影角度，用分配给第二投影角度的第一X射线能量和分配给第二投影角度的第二X射线能量，采集对象的X射线衰减数据。

本发明的这个方面基于以下原理：对于图像的每一个该图像的像素，由于光子统计原因，图像的信噪比极度地依赖于光子计数速率。对于双能量成像，亦是如此，其中用不同的X射线能量获得的两幅图像可以组合成最终图像。

在此必须提到的是，术语X射线能量表示任何X射线光子的任意谱分布。在此方面，第一和/或第二X射线能量可以表示在能量范围之内的单色X射线或多色X射线。在多色X射线情况下，相应的第一和第二能量范围可以彼此分开、可以彼此相邻或可以有谱重叠。

根据描述的该方法，为每一个投影角度分别地选择两种能量，以使得分别地与第一和第二光子能量相对应的衰减数据从足够的计数速率中同样或多或少地获益。换言之，通过考虑不同的衰减数据的各自信噪比，可以获得最终重建的二维或三维图像的最大总体信噪比。这意味着，为了不使一个衰减数据用非常高的SNR设置而使另一个衰减数据用非常低的SNR设置，选择的X射线能量需使对于两个衰减数据的计数速率都拥有至少可接受的值。

被检查对象可以是诸如人体或动物等。然而，被检查对象也可以是表示目标对象的局部或一部分的目标区域，例如，患者的头部。

对以不同X射线光子能量采集的衰减数据的处理可以分别地执行。换言之，通过组合在不同投影角度获得的多个衰减数据可以重建两幅独立的用不同的光子能量测量的图像。由此，考虑用于一幅独立图像的光子能量在不同的投影角度可以轻微地变化。这是基于如下事实：在不同的投影角度，被检查对象可能呈现出不同的厚度和/或不同的物质组分。

或者，对以不同的X射线光子能量和不同投影角度采集的衰减数据的处理也可以结合起来执行。由此，可以仅重建一幅二维或三维图像。然而，由于相应的双能量图像重建的灵敏度的增加，可以重建具有改良质量的最终图像。

根据本发明的一个实施例，在第一投影角度和第二投影角度，分别地估计对象的厚度和物质组分的步骤包括：从表示被检查对象的厚度和物质组分的标准数据集中接收相应的数据。标准数据集可以是诸如从对应于实际的目标对象的标准模体中导出的。如今，对于特别是人体的全部均有适当的模体可用。这些模体包括不同的物质的组成，这些模体至少在诊断地相应的能量范围内与目标对象相比呈现相似的X射线衰减或X射线吸收行为。通常的材料是诸如水和钙。

必须提到的是，使用物理存在的模体不是必需的。为了执行描述的方法，使用这种模体的X射线衰减数据是足够的。这些数据是诸如在因特网上公共可用的。

根据本发明的另一实施例，在第一投影角度和第二投影角度分别地估计对象的厚度和物质组分的步骤包括：在不同的投影角度完成对象的最初衰减测量。这可以提供的优点为：能够对期望的实际对象的厚度和物质组分进行估计。在检查患者的情况下，可以称为患者的信噪比适应性优化。

很明显，可以在多个不同的投影角度执行最初的衰减测量，以使测量结果与被检查对象的最初扫描照相或预扫描相对应。然而，一般即便在被检查对象是人类的情况下，以相对较低剂量完成最初衰减测量是足够的，这使得最终重建的双能量图像的改良质量证明额外的辐射剂量是正当的。

必须指出的是，能够以一种或者也能够以两种不同的光子能量执行最初测量。在任何情况下，都应当用最终重建的二维或三维图像的改良质量证明由最初始测量造成的额外辐射剂量这样的精度来估计实际对象的厚度和物质组分。

根据本发明的另一实施例，选择分配给第一投影角度的第一和第二X射线能量的步骤包括：对于不同的第一和第二X射线能量的各种组合，分别计算第一公共信噪比并且选择使第一公共信噪比最大的第一和第二X射线能量。

这意味着，为了分别寻找第一和第二X射线能量的最佳值，使用了二维(2D)优化过程。在此方面，二维优化过程意味着第一和第二X射线能量二个值可以分别彼此独立地变化。

根据本发明的另一实施例，选择分配给第二投影角度的第一和第二X射线能量的步骤包括：对于不同的第一和第二X射线能量的各种组合，分别计算第二公共信噪比并且选择使第二公共信噪比最大的第一和第二X射线能量。

这意味着，为了分别寻找相应的第一和第二X射线能量的最佳值，对于第二投影角度也使用了二维优化过程。

根据本发明的另一实施例，所述方法还包括以下步骤：(a)在穿过对象的X射线的另一投影角度估计对象的厚度和物质组分；(b)以根据分配给另一投影角度的第一X射线能量和根据分配给另一投影角度的第二射线能量对衰减数据的另一公共信噪比进行优化的方式，选择分配给另一投影角度的第一X射线能量和分配给另一投影角度的第二X射线能量。根据此实施例的方法还包括：(c)在第一投影角度，用分配给另一投影角度的第一X射线能量和分配给另一投影角度的第二X射线能量采集对象的X射线衰减数据。

在这种情况下需要指出的是，大量使用的投影角度各自的观察角度具有以下优点，由于用于图像重建的细节数据基础更坚实，可以提高最终重建图像的精确性。

根据本发明的另一实施例，第一X射线能量和第二X射线能量是在10keV和150keV之间的任何范围内。在此方面应当注意的是，一般情况下，包括在人类和/或动物体内的具有显著组分的所有元件拥有相对低的原子数。因此，X射线吸收的K边特征低于给出的能量范围的下限。因此，衰减线性积分对能量的关系一般是平滑函数。

根据本发明的另一个实施例，第一X射线能量和第二X射线能量由发射多色能量谱的X射线源提供。一般情况下，X射线管发出主要依赖于加速电压的多色谱。也可以使用两个或多个不同的X射线源。

在此方面需要指出的是，可以同时检测在多色能量谱范围内属于两种能量的X射线光子。由此，为了区别彼此分配给不同的X射线能量的X射线光子必须使用适当的能量分析检测器。

根据本发明的另一实施例，第一X射线能量是第一能量区间。这具有以下优点，可以使用在此能量区间内的所有光子以使有效的光子计数速率增加和因此增加相应的信噪比。

根据本发明的另一实施例，第二X射线能量是第二能量区间。由此，可以穿透目标对象的多数的光子对最终图像有贡献这样的方式，选择第一能量区间和第二能量区间。因此，可以有效地使用患者的辐射剂量，以在最终双能量X射线图像中获得高的光子计数速率。

根据本发明的另一实施例，在能量刻度上，第一能量区间和相应的第二能量区间在表示门限能量的相应能量值处彼此毗邻。这具有以下优点，为了获得双能量图像，可以使用其能量位于宽能量范围内的所有光子。

必须指出的是，由于每一个投影角度的第一和第二能量区间的动态调节，存在分别分配给每一个投影各自的观察角度的各自的门限能量。

根据本发明的另一实施例，在第一及第二投影角度分别采集X射线衰减数据的步骤包括：使用具有能量分辨能力的X射线检测器和根据当前投影角度分别改变第一和第二X射线能量。

在此方面，具有适当的能量分辨的X射线检测器用于有效地从具有第二X射线能量的光子中分离出具有第一X射线能量的光子。

在这种情况下很明显，也可以用适当的电子设备获得能量分辨，该电子设备连接至实际的X射线检测器的下面。在此情况下，检测器必需提供与被检测的X射线光子的能量非常近似地成正比的输出信号。

可以将能量低于相应门限能量的光子统计为第一能量辐射事件。相应地，可以将能量高于相应门限能量的光子统计为第二能量辐射事件。这具有以下优点，通过仅仅改变每一个投影角度的门限能量这样一个参数，相应的第一和相应的第二X射线能量也同时改变。

根据本发明的另一实施例，在第一及第二投影角度分别地采集X射线衰减数据的步骤包括：根据当前投影角度分别改变X射线源的加速电压。

在此方面，X射线源一般是传统的X射线管，其中，从阴极发射的电子以聚焦的方式指向阳极的表面。

应当注意的是，也可以将在阴极和阳极之间的加速电压的变化与能量分析检测器的门限能量的变化相组合。

根据本发明的另一实施例，在第一及第二投影角度分别采集X射线衰减数据的步骤包括：根据当前投影角度分别改变布置在X射线源与专用X射线检测器之间的滤波器的材料和厚度。

优选地，滤波器位于X射线源和被检查对象之间，它是表示有效地改变被检测的X辐射的谱分布的单元。在此处也可以称为预滤波，其具有以下的优点：与布置在对象和专用X射线检测器之间的所谓后滤波相比，前者对于诸如患者的有效辐射剂量显著地减少。

根据本发明的另一实施例，以如下方式改变滤波器的材料和厚度：在第一投影角度和第二投影角度，使穿过对象的X射线的全部吸收至少基本保持稳定。此标准使最优滤波器设置的计算变得很容易。

必须提到的是，通过快速地改变测量条件，特别是通过改变加速电压和/或通过使用不同的X射线滤波器，还可以接连地检测属于不同的X射线能量的光子。在此情况下，假设无能量分辨能力的通常X射线检测器是足够用的。

根据本发明的另一实施例，改变滤波器的材料和厚度的步骤包括：根据当前的投影角度，以对称的方式移动两个滤波器单元进入和离开从X射线源发射的X射线波束。

优选地，该滤波器单元是以对称的方式形成的楔形物，优选用相同的材料制成。

必须提到的是，描述的方法不限于双能量X射线成像。因为现代检测器支持高能量的分辨和现代数据处理设备支持高计算能力，所以描述的方法还可以用三种或者甚至更多种不同的能量来完成。因此，可以产生甚至更多的提供信息的X射线图像。

根据本发明的另一实施例，提供了一种计算机断层摄影系统，其根据与两种不同的X射线能量相关的衰减数据，生成被检查对象的二维或三维X射线图像。描述的计算机断层摄影系统包括：(a)辐射源，用于发射辐射波束；(b)辐射检测器，用于检测穿过对象之后的辐射波束；(c)可旋转支架，用于绕着被检查对象共同地旋转辐射源和辐射检测器；(d)存储器，用于存储与对象的厚度和/物质组分相关的估计数据，以及存储在不同的投影角度并用两种不同的X射线能量采集的对象的X射线衰减数据；(e)数据处理器。数据处理器用于执行上文描述的方法的示例性的实施例。

根据本发明的另一实施例，提供了一种数据处理设备，其用于对与两种不同的X射线能量相关的用于重建被检查对象的图像的衰减数据的信噪比进行优化。描述的数据处理设备包括：(a)存储器，用于存储与对象的厚度和/物质组分相关的估计数据，以及存储在不同的投影角度并用两种不同的X射线能量采集的对象的X射线衰减数据；(b)数据处理器，用于对与两种不同的X射线能量相关的用于重建被检查对象的图像的衰减数据的信噪比进行优化。数据处理器用于执行上文描述的方法的示例性的实施例。

根据本发明的另一方面，提供了存储计算机程序的计算机可读介质，其中该计算机程序对与两种不同的X射线能量相关的用于重建被检查对象的图像的衰减数据的信噪比进行优化。当数据处理器运行该计算机程序时，该计算机程序用于执行上文描述的方法的示例性的实施例。

根据本发明的另一方面，提供了对与两种不同的X射线能量相关的用于重建被检查对象的图像的衰减数据的信噪比进行优化的程序单元。当数据处理器运行该程序单元时，该程序单元用于执行上文描述的方法的示例性的实施例。

程序单元可以用任何适合的编程语言例如C++来编写，并且可以存储在诸如CD-ROM等计算机可读介质上。计算机程序也可以从网络上获取，例如可以从万维网中下载到图像处理单元或处理器或任何其它适合的计算机中。

必须注意的是，本文描述了关于不同主题的本发明的实施例。具体地说，本文描述了一些关于方法类型要求的实施例，也描述了关于装置类型要求的其它实施例。然而，除非特别声明，否则，本领域普通技术人员可以从上文和下文的说明书中得知，除属于一类主题的特征的任何组合之外，属于不同主题的特征之间(特别是装置类型权利要求的特征和方法类型权利要求的特征之间)的组合也应视为被本申请公开。

上文定义的各个方面和本发明的其它方面在下文中将要描述的关于实施例的举例中是显而易见的，并且其也在关于实施例的举例中得以说明。在下文关于实施例的举例中将更具体的描述本发明，但本发明并不限于此。

附图说明

图1给出了双能量计算机断层投影(CT)系统的简化的示意性表示图。

图2给出了对与两种不同的X射线能量相关的X射线衰减数据的信噪比进行优化的方法的流程图。

图3给出了配备有包括两个滤波器单元的X射线滤波器设备的X射线管的简化的示意性表示图。

图4a和图4b给出了当门限能量E_T变化时，用于描述两个不同的探测对象的双能量衰减数据的信噪比的示例性行为的示意图。

图5给出了用于运行根据本发明的方法的示例性实施例的图像处理设备。

具体实施方式

附图中的说明是举例说明性的。应当注意的是，在不同的附图中，相似或相同的元件以相同的引用符号表示，或者是用相应的引用符号中仅仅在第一个数字中是不同的引用符号表示。

下文中，首先给出关于在双能量成像中光子统计对信噪比的影响的一些原理背景信息。

双能量X射线成像向传统的X射线或计算机断层摄影(CT)系统的图像处理步骤引入了另一附加处理步骤。该处理步骤基于以下的重要的了解：在诊断目标的能量范围之内(即能量范围在近似10keV和150keV之间)，材料的质量衰减系数μ(E)的能量相关性可以仅由两个衰减基函数μ₁(E)和μ₂(E)的线性组合来很好地近似。从物理观察点来看，这可以理解为摄影效果和康普顿散射的全部横截面之和。

然而，此种行为也可由水和钙的质量衰减的组合来描述。为了理解活人和/或动物组织的X射线衰减行为，对于医师来说这些基础材料经常是更便利的，因为这些材料是人体组织的重要组成。

上文提到的处理步骤涉及下面一组非线性方程的求解：

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

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

这里，M₁和M₂分别是在从0到E_T和从E_T到∞的范围内的能量区间中检测到的光子数。C₁和C₂分别是任意系数。E_T是门限能量，其用来把每一个光子检测事件要么分离为贡献于M₁的事件，要么分离为贡献于M₂的事件。该分离可以通过使用在X射线光子检测领域广为人知的所谓单门限检测器来实现。

在上文中给出的公式中，Φ₁(E)和Φ₂(E)分别表示在上文提到的两种能量区间范围内被过滤的光子撞击目标对象的光子数谱。算术表达式D₁(E)和D₂(E)分别表示用于两种能量区间的相应的检测器的效率。A₁和A₂分别是用于两种能量区间的质量衰减线性积分。

公式(1a)和(1b)均可以被重写为仅依赖于A₁和A₂的函数。

必须提到的是，如果使用能量积分检测器，即各自的检测器输出是与两个能量区间内失去的光子能量成比例的，则上文提到的公式必须加以修正。在此情况下，两个公式的相应的被积函数都分别另外包括光子能量E。

通过下式可以看出，导出量A_i的方差

是与原始测量M_i的信噪比SNR₁和SNR₂有关的：

${\mathrm{\σ}}_{A1}^2=\frac{{\mathrm{\μ}}_{22}^2/{\mathrm{SNR}}_1^2+{\mathrm{\μ}}_{12}^2/{\mathrm{SNR}}_2^2}{{({\mathrm{\μ}}_{11}{\mathrm{\μ}}_{22}-{\mathrm{\μ}}_{12}{\mathrm{\μ}}_{21})}^2}---\left(2a\right)$

${\mathrm{\σ}}_{A2}^2=\frac{{\mathrm{\μ}}_{21}^2/{\mathrm{SNR}}_1^2+{\mathrm{\μ}}_{11}^2/{\mathrm{SNR}}_2^2}{{({\mathrm{\μ}}_{11}{\mathrm{\μ}}_{22}-{\mathrm{\μ}}_{12}{\mathrm{\μ}}_{21})}^2}---\left(2b\right)$

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

这里，μ_ij表示在穿过对象发射的光谱上有效的衰减系数。公式(2a)和(2b)可以应用所谓的高斯误差传播规则，从上文给出的公式(1a)和(1b)中导出。σ_Ai是与高斯分布宽度成正比的，高斯分布描述质量衰减线性积分A_i的分布为光子数量的统计分布的函数。

从上文给出的公式中可以容易地看出，两幅图像各自的最大信噪比极度地依赖于门限能量E_T。这意味着，对于重建的图片或康普顿或对于水或钙的图像，最佳门限能量E_T是不同的。然而，通过上述公式的分母，光谱和基础材料主要影响噪声，该分母等于由SQF＝(μ₁₁μ₂₂-μ₁₂μ₂₁)²表示的所谓“光谱质量因子”。因此，图片和康普顿图像(或水和钙的图像)的最佳门限将是相似的。

根据本发明的一个实施例，通过动态优化门限能量E_T可以获得上文给出的方差的最小值和各自的相应的信噪比的最大值。这意味着在粗略的旋转扫描中，在双能量X射线穿过被检查对象的每一个投影角度重复地优化门限能量E_T。

必须指出的是，也可以通过对于每一个X射线投影角度周期地调整测量条件执行这种优化过程。这些测量条件是诸如X射线管的加速电压和/或布置在双能量X射线路径上的X射线滤波器的厚度和/或组分。

图1给出了也称为CT扫描器的计算机断层摄影装置100。该CT扫描器100包括可以绕着旋转轴102旋转的机架101。该机架101是由马达103驱动的。

附图标记105表示辐射源，例如发射多色辐射的X射线源。该CT扫描器100还包括孔径系统106，后者用于形成从辐射源105发往多色辐射波束107的辐射波束。从辐射源105发射的辐射波束107的谱分布还可以由滤波器单元(没有显示)来改变，该滤波器单元紧紧排列在孔径系统106的旁边。

辐射波束107可以是锥形的或扇形的波束107，其方向能使辐射波束107穿透目标对象110a。根据本文描述的示例性实施例，目标对象是患者110的头部110a。

患者110位于可移动的工作台112上。患者的头部110a放置在机架101的中心，该中心表示CT扫描器100的检查区域。在穿过目标区域110a之后，多色辐射波束107撞击到辐射检测器115之上。为了能够将每一个光子检测事件分离成低能量光子事件或高能量光子事件，该辐射检测器115包括能量分辨。

从图1中可以得知，能量分析检测器115相对辐射源105放置在机架101上。检测器115包括多个检测器单元115a，其中每一个检测器单元都能够检测已经穿过患者110的头部110a或被患者110的头部110a散射的X射线光子。

在扫描目标区域110a期间，X射线源105、孔径系统106和检测器115与机架101一起以箭头117指示的旋转方向进行旋转。为了旋转机架101，马达103连接至马达控制单元120，而马达控制单元120则连接至数据处理设备125。数据处理设备125包括可以由硬件和/或软件的方式实现的重建单元。该重建单元根据在各种观察角度下获得的多个二维图像来重建二维或三维图像。

此外，数据处理设备125也用作控制单元，为了协调机架101的移动和工作台112的移动，数据处理设备125与马达控制单元120进行通信。由马达113实现工作台112的线性位移，其中马达113也连接至马达控制单元120。

CT扫描器100捕获头部110a的计算机断层摄影数据。因此，机架101旋转，同时，工作台112并行于旋转轴102线性地位移，以使得对目标区域110a执行螺旋状扫描。

应当注意的是，也可以执行圆形扫描，即在平行于旋转轴102的方向没有位移而仅仅在机架101绕着旋转轴102的旋转方向有位移。由此，可以高精度地测量头部110a的切片。

检测器115耦接至脉冲鉴别器单元118，其能将每一个光子检测事件分离成低能量事件或者高能量事件。脉冲鉴别器单元118耦接至数据处理设备125，根据相应的低能量光子数量和相应的高能量光子数量，数据处理设备125能够重建两幅不同的图像。为了生成最终的重建的二维或三维图像，可以由数据处理设备125组合这些图像。或者，可以分别输出这两幅图像，以使医师能够解释这两幅图像。

必须提到的是，在检测器115和数据处理设备125之间还可连接其它电子设备，以便能对采集的投影数据进行实时数据处理。

为了观察重建的图像，提供了耦接至数据处理设备125的显示器126。此外，也可以由也是耦接至数据处理设备125的打印机127打印这两幅图像。此外，数据处理设备125也可以耦接至医学影像归档和通信系统128(PACS)。

应当注意的是，监视器126、打印机127和/或在CT扫描器100内提供的其它设备可以放置在计算机断层摄影装置100的本地。或者，这些组件也可以远离CT扫描器100，例如在公共机构或医院等其它地方，也可以经过一个或多个可配置网络(例如因特网、虚拟专用网等等)而链接至CT扫描器100的完全不同的地方。

图2给出了在每个X射线投影角度，对与两种不同的X射线能量相关的X射线衰减数据的信噪比进行优化的方法的流程图。该方法从步骤S1开始。

在步骤S2中，选择目标对象。目标对象可以是整个对象，也可以整个对象的一部分。例如整个对象可以是患者，而整个对象的一部分可以是患者的头部。

接着是以估计过程继续该方法。在此，确定在穿过对象的X射线的各种投影角度对象的厚度和物质组分。从图2中可以得出，可以使用至少下列方法步骤S3a和/或S3b中的之一，来实现该估计过程，步骤S3a和/或S3b将在下文中说明。

在步骤S3a中，从表示被检查对象的厚度和物质组分的标准数据集接收X射线衰减数据。该数据集包括各种不同投影角度的衰减数据。该标准数据集是基于与当前被检查对象相对应的标准模体。对于特别是人体的全部均有适当的模体可用。这些模体包括不同的物质的组成，这些模体至少在诊断上相应的能量范围内与目标对象相比呈现出相似的X射线衰减或X射线吸收行为。

在步骤S3a中，完成对被检查对象的所谓的最初扫描摄影或预扫描。在此，在各种不同的投影角度执行最初的X射线衰减测量和收集关于当前被检查的实际对象的信息。这些信息至少包括在不同的投影角度处对象的X射线衰减行为的粗估计。换言之，步骤S3a估计实际对象的厚度和物质组分。

一般情况下，即便在被检查对象是人的情况下，以相对较低剂量完成最初X射线衰减测量也是足够的，这使得最终重建的双能量图像的改良质量证明额外的辐射剂量是正当的。

通过执行步骤S3a和/或步骤S3b(步骤S3a可用于验证衰减数据的正确幅度)完成至少对实际对象的X射线衰减行为的粗估计之后，描述的方法继续步骤S4。

在步骤S4中，对于不同的第一和第二X射线能量的各种组合，分别计算相应的公共信噪比，公共信噪比主要依赖于每一个X射线能量的X射线光子数量。对于各种投影角度分别做上述计算。在此，对于每一个投影角度产生一个数据集，对于不同的第一和第二X射线能量的各种组合来说，该数据集包括根据两种能量的X射线衰减数据的各自公共信噪比。

在步骤S5中，选择使得公共信噪比最大的第一和第二X射线能量。对于各种投影角度分别做上述选择。在对于每一个投影角度选择最佳能量之后，描述的方法继续步骤S6。

在步骤S6中，采集实际对象的X射线衰减数据。也是对于各种投影角度分别做上述操作。数据采集包括分别用第一X射线能量和第二X射线能量进行X射线衰减数据的独立测量。在此，就每一个投影角度的相应信噪比而言，第一和第二X射线能量都得到了优化。

在步骤S7中，执行重建过程，其中，根据先前采集的动态地调节的双能量X射线衰减数据来生成对象的二维或三维图像。该步骤可以使用已知的双能量重建过程来执行。

最后，该方法以步骤S8结束。

图3给出了装备X射线滤波器设备337的X射线管305的简化的示意性表示图。X射线滤波器设备337用于动态地改变从X射线管305发射的辐射波束307的谱分布。在此，对于在各种不同的投影角度采集的双能量X射线衰减数据的信噪比而言，穿透被检查对象(没有描绘)的X射线的谱分布得到了优化。为了获得采集的双能量衰减数据的最大公共信噪比，可以通过使用具有能量分辨能力的X射线检测器对两种能量的X射线光子数量进行优化。对于每一个投影角度，分别执行这种谱分布的优化。

X射线管305包括安装在可旋转轴331之上的阳极330。电子(没有描绘)指向阳极330的表面的焦点上，以使从该焦点发射辐射波束307。

位于X射线波束307的波束路径中的X射线滤波器设备337包括两个滤波器单元335a和335b，其中每一个滤波器单元具有楔形的形状。这两个楔形物335a和335b是分别沿着方向336a和方向336b可平移的。以对称方式形成的两个楔形物335a和335b相对于辐射波束307对称地移动。这意味着，如果楔形物335a向右移动，楔形物335b则向左移动，反之亦然。这样确保以空间均匀的方式实现波束307的衰减和谱变化。在此，X射线滤波器设备337以相同的方式影响X射线波束的所有辐射路径。

必须指出的是，与精确的对称设计相比，滤波器单元335a和335b的设计可以稍微有所变化。为了补偿非均衡的空间能量和从阳极330发射的X射线的强度分布，可以肯定地采用该滤波器单元。这种微小地非均衡的空间能量和强度分布基于以下事实：阳极330的表面相对于X射线波束307的光轴具有角度偏离。因为X射线一般不是精确地产生在阳极330的表面，而是产生在阳极330内的微小深度内，所以与在相对于阳极的表面的更陡峭的角度(图3中左边的X射线路径)发射的X射线相比，在相对于阳极表面更平的角度(图3中右边的X射线路径)发射的X射线在阳极材料内具有稍微高一些的吸收。

图4a和图4b给出了当门限能量E_T变化时，描绘了两种不同探测对象的双能量衰减数据的信噪比的示例性行为的示意图。然而，这两种不同的探测对象可以对应于同一个对象的两个不同观察角度各自的投影角度。

这两幅图分别给出了第一能量范围的第一衰减数据的信噪比和第二能量范围的第二衰减数据的信噪比。借助单能量门限检测器(其中，可以动态地调节门限能量E_T)采集衰减数据。由门限能量E_T分离两种能量，并且两个信噪比分别描述成E_T的函数。

如上文所述，可以从物理观察点，把两种X射线衰减描述成图像效果和康普顿散射的横截面。从更实际的观察点来看，也可以通过水和钙的质量衰减分别描述两种X射线衰减。

图4a给出了当发射的X射线穿过包括100mm水和5mm钙的物质组分时的投影的信噪比。从图4a中可以看出，当门限能量E_T调整为近似45keV时，上面的能量衰减数据和下面的能量衰减数据的信噪比均有公共的最大值。

图4b给出了当发射的X射线穿过包括200mm水和20mm钙的物质组分时的投影的信噪比。从图4b中可以看出，当门限能量E_T调整为近似60keV时，上面的能量衰减数据和下面的能量衰减数据的信噪比均有公共的最大值。

通过比较与同一个对象的两个投影角度相对应的两个对象的信噪比行为，可以得出结论：最佳门限能量E_T随着位于相应的X射线路径上的材料的X射线吸收的增加而增长。

必须指出的是，本发明者也发现了在图4a和图4b中描述的每一幅图中两种不同的信噪比的最大值分别基本位于相同的门限能量的原因。从公式(2a)和(2b)中可以看出，方差

的值主要依赖于上文给出的SQF，而对于

和

来说SQF是相同的。而方差

和

的算子则分别呈现了对于门限能量的弱的依赖。这可以从以下的事实中看出，即：全部的许多光子中的每一个光子必须被计为低能量事件或高能量事件。这意味着，每一个光子增加在每一个图表中描述的两种信噪比中的仅仅一种。因为对于

和

来说对反向的信噪比值进行求和，所以E_T的变化只微弱地影响方差和

图5描述了根据本发明的数据处理设备425的示例性实施例，该数据处理设备425用于执行依照本发明的方法的示例性实施例。数据处理设备525包括中央处理器(CPU)或图像处理器561。图像处理器561连接至存储器562，以用于暂时地存储采集的投影数据。图像处理器561经过总线系统565连接到多个输入/输出网络或诸如CT扫描器的诊断设备。此外，图像处理器561连接到显示设备563，例如计算机监视器，以显示信息或由图像处理器561重建的一幅或多幅图像。操作者或用户可以经过键盘564与图像处理器561和/或任何其它输出设备(图5中没有描述)进行交互。

必须指出的是，本发明不限于生成三维图像的双能量计算机断层摄影系统。所描述的噪声减弱也适用于双能量计算机放射线照相成像系统，诸如血管造影术X射线成像系统，其中一般生成二维图像。无论如何，可以在有或没有对照药剂的情况下实现双能量X射线成像。

应当注意的是，术语“包括”不排除其它单元或步骤，并且“一个”或“一种”不排除多个。同样，可以将在不同的实施例中描述的单元进行组合。同样应当注意的是，权利要求中的附图标记不应理解为对权利要求保护范围的限制。

附图标记列表

100：计算机断层摄影装置/CT扫描器

101：机架/可旋转支架

102：旋转轴

103：马达

105：多色X射线源

106：孔径系统

107：多色辐射束

110：患者

110a：目标对象/患者头部

112：工作台

113：马达

115：能量分析辐射检测器

115a：检测器单元

117：旋转方向

118：脉冲鉴别器单元

120：马达控制单元

125：数据处理设备(重建单元)

126：监视器

127：打印机

128：影像归档和通信系统(PACS)

S1：步骤1

S2：步骤2

S3a：步骤3a

S3b：步骤3b

S4：步骤4

S5：步骤5

S6：步骤6

S7：步骤7

S8：步骤8

305：X射线管

307：辐射波束

330：阳极

331：可旋转轴

335a：滤波器元件/楔形物

335b：滤波器元件/楔形物

336a：平移方向

336b：平移方向

337：X射线滤波器设备

440a：图表：具有100mm水和5mm钙的对象的SNR

440b：图表：具有200mm水和20mm钙的对象的SNR

525：数据处理设备

561：中央处理器/图像处理器

562：存储器

563：显示设备

564：键盘

565：总线系统

Claims (17)

1.一种用于对与两种不同的X射线能量相关的衰减数据的信噪比进行动态优化的方法，其中所述衰减数据用于重建被检查对象(110a)的图像，所述方法包括：

在穿过所述对象(110a)的X射线的第一投影角度，对所述对象(110a)的厚度和物质组分进行估计；

在穿过所述对象(110a)的X射线的第二投影角度，对所述对象(110a)的厚度和物质组分进行估计；

选择分配给所述第一投影角度的第一X射线能量和分配给所述第一投影角度的第二X射线能量，以使得：根据分配给所述第一投影角度的第一X射线能量和根据分配给所述第一投影角度的第二X射线能量，衰减数据的第一公共信噪比得以优化；

选择分配给所述第二投影角度的第一X射线能量和分配给所述第二投影角度的第二X射线能量，以使得：根据分配给所述第二投影角度的第一X射线能量和根据分配给所述第二投影角度的第二X射线能量，衰减数据的第二公共信噪比得以优化；

在所述第一投影角度，用分配给所述第一投影角度的第一X射线能量和分配给所述第一投影角度的第二X射线能量，采集所述对象(110a)的X射线衰减数据；

在所述第二投影角度，用分配给所述第二投影角度的第一X射线能量和分配给所述第二投影角度的第二X射线能量，采集所述对象(110a)的X射线衰减数据。

2.根据权利要求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对所述对象(110a)的厚度和物质组分进行估计包括：

从表示所述被检查对象(110a)的厚度和物质组分的标准数据集接收相应的数据。

3.根据权利要求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对所述对象(110a)的厚度和物质组分进行估计包括：

在不同的投影角度完成对所述对象(110a)的最初衰减测量。

4.根据权利要求1所述的方法，其中，

选择分配给所述第一投影角度的第一和第二X射线能量包括：

对于不同的第一和第二X射线能量的各种组合，计算相应的第一公共信噪比；

选择所述第一和所述第二X射线能量，以得到最大的第一公共信噪比。

5.根据权利要求1所述的方法，其中，

选择分配给所述第二投影角度的第一和第二X射线能量包括：

对于不同的第一和第二X射线能量的各种组合，计算相应的第二公共信噪比；

选择所述第一和所述第二X射线能量，以得到最大的第二公共信噪比。

6.根据权利要求1所述的方法，还包括：

在穿过所述对象(110a)的X射线的另一投影角度，对所述对象(110a)的厚度和物质组分进行估计；

选择分配给所述另一投影角度的第一X射线能量和分配给所述另一投影角度的第二X射线能量，以使得：根据分配给所述另一投影角度的第一X射线能量和根据分配给所述另一投影角度的第二X射线能量，衰减数据的另一公共信噪比得以优化；

在所述另一投影角度，用分配给所述另一投影角度的第一X射线能量和分配给所述另一投影角度的第二X射线能量，采集所述对象(110a)的X射线衰减数据。

7.根据权利要求1所述的方法，其中，

所述第一X射线能量和所述第二X射线能量处在10keV和150keV之间的任何范围内。

8.根据权利要求1所述的方法，其中，

所述第一X射线能量和所述第二X射线能量由发出多色能量谱的X射线源(105)提供。

9.根据权利要求1所述的方法，其中，

所述第一X射线能量是第一能量区间。

10.根据权利要求9所述的方法，其中，

所述第二X射线能量是第二能量区间。

11.根据权利要求10所述的方法，其中，在能量刻度上，

所述第一能量区间和对应的第二能量区间在表示门限能量的相应能量值处彼此毗邻。

12.根据权利要求1所述的方法，其中，

在所述第一和所述第二投影角度分别采集X射线衰减数据包括：

使用具有能量分辨能力的X射线检测器(115)；

根据当前投影角度，分别改变所述第一和所述第二X射线能量。

13.根据权利要求8所述的方法，其中，

在所述第一和所述第二投影角度分别采集X射线衰减数据包括：

根据当前投影角度，改变所述X射线源(105)的加速电压。

14.根据权利要求8所述的方法，其中，

在所述第一和所述第二投影角度分别采集X射线衰减数据包括：

根据当前投影角度，改变布置在所述X射线源(105、305)和专用X射线检测器(115)之间的滤波器(337)的材料和/或厚度。

15.根据权利要求14所述的方法，其中，

改变所述滤波器(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，对穿过所述对象(110a)的X射线的全部吸收保持至少基本稳定。

16.根据权利要求14所述的方法，其中，

改变所述滤波器(337)的材料和/或厚度包括：

根据所述当前的投影角度，以对称的方式把两个滤波器单元(335a、335b)移入和移出所述X射线源(305)发射的X射线波束(307)。

17.一种用于对与两种不同的X射线能量相关的衰减数据的信噪比进行动态优化的装置，其中所述衰减数据用于重建被检查对象(110a)的图像，所述装置包括：

用于在穿过所述对象(110a)的X射线的第一投影角度，对所述对象(110a)的厚度和物质组分进行估计的模块；

用于在穿过所述对象(110a)的X射线的第二投影角度，对所述对象(110a)的厚度和物质组分进行估计的模块；

用于选择分配给所述第一投影角度的第一X射线能量和分配给所述第一投影角度的第二X射线能量，以使得：根据分配给所述第一投影角度的第一X射线能量和根据分配给所述第一投影角度的第二X射线能量，衰减数据的第一公共信噪比得以优化的模块；

用于选择分配给所述第二投影角度的第一X射线能量和分配给所述第二投影角度的第二X射线能量，以使得：根据分配给所述第二投影角度的第一X射线能量和根据分配给所述第二投影角度的第二X射线能量，衰减数据的第二公共信噪比得以优化的模块；

用于在所述第一投影角度，用分配给所述第一投影角度的第一X射线能量和分配给所述第一投影角度的第二X射线能量，采集所述对象(110a)的X射线衰减数据的模块；以及

用于在所述第二投影角度，用分配给所述第二投影角度的第一X射线能量和分配给所述第二投影角度的第二X射线能量，采集所述对象(110a)的X射线衰减数据的模块。

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