CN101433464B

CN101433464B - X射线ct装置和图像处理装置

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Publication number: CN101433464B
Application number: CN2008101754424A
Authority: CN
Inventors: 今井靖浩
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2007-11-12
Filing date: 2008-11-12
Publication date: 2012-08-08
Anticipated expiration: 2028-11-12
Also published as: JP2009118887A; US7869560B2; CN101433464A; US20090122953A1; JP5274812B2

Abstract

本发明提供根据双能量成像获得具有改进的S/N和高对比度的断层图像的X射线CT装置。X射线CT装置包括X射线辐射单元，将具有第一能谱的第一X射线和具有不同于第一能谱的第二能谱的第二X射线施加于受验者；X射线数据获取单元，获取基于从X射线辐射单元施加的第一X射线的受验者第一X射线投影数据和基于从X射线辐射单元施加的第二X射线的受验者第二X射线投影数据；图像重建单元，基于第一X射线投影数据和第二X射线投影数据确定关于受验者图像的第一X射线和第二X射线之间差别的信息，并基于该差别信息将图像分段为至少两个像素区，并且仅设置分段的像素区的一部分作为通过基于具有多个能谱的X射线投影数据的加权减影处理获得的双能图像。

Description

X射线CT装置和图像处理装置

技术领域

本发明涉及在X射线CT装置获得双能图像的技术以及用于其的图像处理装置。

背景技术

已知常规X射线CT装置的断层图像是使用CT值(Hounsfield数)进行图像重建的。人们也已知这样一种技术，即基于每一个CT值获得图像，这些CT值分别利用由使用高X射线管电压的X射线管产成的能谱的X射线和由使用低X射线管电压的X射线管产成的能谱的X射线而得到(例如参考日本未审专利公开No.2004-65975)，此后称为“双能图像”。更具体地描述，人们已知根据现有技术，由于受验者内物质的X射线吸收系数随着能谱不同的X射线而不同，因此获取差别使得受验者内的物质得以强调。

发明内容

缺点在于，由于使用加权减影处理得到双能图像间差别的处理导致S/N(信噪比)恶化。因此，希望得到一种重建具有改善的S/N和高对比度的双能图像的方法。

因此，本发明的实施例涉及能够获得具有改善的S/N和高对比度的双能图像的X射线CT装置。

根据第一方面的X射线CT装置包括X射线辐射单元，用于向受验者施加具有第一能谱的第一X射线和具有不同于第一能谱的第二能谱的第二X射线；X射线数据获取单元，用于获取以从X射线辐射单元施加的第一X射线为基础的受验者的第一X射线投影数据和以从X射线辐射单元施加的第二X射线为基础的受验者的第二X射线投影数据；用于图像重建的装置，该装置基于第一X射线投影数据和第二X射线投影数据确定关于受验者图像的第一X射线和第二X射线之间的差别信息，并且基于差别信息将图像分段为至少两个像素区，仅将分段的像素区的一部分设置为由基于具有多个能谱的X射线投影数据的加权减影处理所获得的双能图像。

这里，术语“加权减影处理”意思是用加权系数(包括1)乘以目标数据以选择性地删除该数据从而得到其间差别的处理。

提供根据第二方面的X射线CT装置，其中在根据第一方面的X射线CT装置中，用于图像重建的装置确定使用第一X射线投影数据进行图像重建的第一图像和使用第二X射线投影数据进行图像重建的第二图像的像素值之间的比率，作为第一X射线和第二X射线之间关于受验者图像的差别信息。

提供根据第三方面的X射线CT装置，其中在根据第一或第二方面的X射线CT装置中，还包括用于设置段条件的装置，该装置设置与第一X射线和第二X射线之间的差别信息相关的参考用于将受验者的图像分段为各像素区。

提供根据第四方面的X射线CT装置，其中在根据第三方面的X射线CT装置中，可以为包含在受验者内的每多种类型的物质设置与差别信息相关的参考。

提供根据第五方面的X射线CT装置，其中在根据第二方面的X射线CT装置中，还包括用于设置段条件的装置，该装置设置第一图像的像素值和第二图像的像素值之间的比率的范围作为对受验者的像素区进行分段的参考。

提供根据第六方面的X射线CT装置，其中在根据第一到第五方面的X射线CT装置中，用于图像重建的装置分别执行使用第一X射线投影数据的第一图像的图像重建和使用第二X射线投影数据的第二图像的图像重建，并且将被分段的像素区的其它部分作为以下之一，即使用第一X射线投影数据进行图像重建的第一图像、使用第二X射线投影数据进行图像重建的第二图像、以及第一和第二图像的平均图像。

提供根据第七方面的X射线CT装置，其中在根据第一到第六方面的X射线CT装置中，用于图像重建的装置借助使用第一X射线投影数据进行图像重建的第一图像和使用第二X射线投影数据进行图像重建的第二图像的加权减影处理来获得双能图像。

提供根据第八方面的X射线CT装置，其中在根据第一到第六方面的X射线CT装置中，用于图像重建的装置在它们的加权减影处理后图像重建第一X射线投影数据和第二X射线投影数据以获得双能图像。

根据第九方面的图像处理装置，包括用于图像重建的装置，其基于以第一X射线为基础的受验者的第一X射线投影数据和以第二X射线为基础的受验者的第二X射线投影数据来确定具有第一能谱的第一X射线和具有不同于第一能谱的第二能谱的第二X射线之间关于受验者图像的差别信息，其中第一和第二X射线投影数据均是通过将第一X射线和第二X射线施加给受验者得到的；图像重建装置将图像分段为至少两个像素区，并仅设定被分段的像素区的一部分作为基于具有多个能量的X射线投影数据由加权减影处理获得的双能图像。

提供根据第十方面的图像处理装置，其中在根据第九方面的图像处理装置中，用于图像重建的装置确定使用第一X射线投影数据进行图像重建的第一图像的像素值和使用第二X射线投影数据进行图像重建的第二图像的像素值之间的比率，作为关于受验者图像的第一X射线和第二X射线之间的差别信息。

提供根据第十一方面的图像处理装置，其中在根据第九或第十方面的图像处理装置中，还包括用于设置段条件的装置，该装置设置与关于第一X射线和第二X射线之间的差别信息相关的参考以将受验者的图像分段为各像素区。

提供根据第十二方面的图像处理装置，其中在根据第十一方面的图像处理装置中，可以对包含在受验者内的每多种类型物质设置与差别信息相关的参考。

提供根据第十三方面的图像处理装置，其中在根据第十方面的图像处理装置中，还包括用于设置段条件的装置，该装置设置第一图像的像素值和第二图像的像素值之间的比率的范围作为分段受验者的像素区的参考。

提供根据第十四方面的图像处理装置，其中在根据第九到第十三方面的图像处理装置中，用于图像重建的装置分别执行使用第一X射线投影数据的第一图像的图像重建和使用第二X射线投影数据的第二图像的图像重建，并且设定被分段的像素区的其它部分作为以下之一，即使用第一X射线投影数据进行图像重建的第一图像、使用第二X射线投影数据进行图像重建的第二图像、以及第一和第二图像的平均图像。

提供根据第十五方面的图像处理装置，其中在根据第九到第十四方面的图像处理装置中，用于图像重建的装置通过对使用第一X射线投影数据进行图像重建的第一图像和使用第二X射线投影数据进行图像重建的第二图像的加权减影处理来获得双能图像。

提供根据第十六方面的图像处理装置，其中在根据第九到第十四方面的图像处理装置中，用于图像重建的装置在它们的加权减影处理后图像重建第一X射线投影数据和第二X射线投影数据以获得双能图像。

根据本发明的X射线CT装置和图像处理装置，在X射线CT装置的双能成像上能够获得具有改善的S/N和高的对比度的图像。

附图说明

图1是示出根据本发明的实施例的X射线CT装置100的框图。

图2是示出根据本实施例的X射线CT装置100的操作概要的流程图。

图3是产生双能断层图像(DTM)的流程图。

图4A示出在140kV的X射线管电压的断层图像的每一个像素值H-HU和在80kV X射线管电压的断层图像的每一个像素值L-HU之间的比率，图4B是示出比率图像的一个例子的概念图，图4C是示出钙组分的图像区的概念图。

图5是示出双能断层图像(DTM)的图像生成方法的概念图。

具体实施方式

图1示出根据本发明的一个实施例的X射线CT装置100的整体构造的构造框图。X射线CT装置100配有操作控制台1、成像台10和扫描机架20。

操作控制台1包括例如键盘或鼠标等的接收来自操作者的输入的输入装置2，执行预处理、图像重建处理、后处理等的中央处理单元3，获得或收集由扫描机架20获得的X射线探测器数据的数据获取缓冲器5。另外，操作控制台1还包括显示从通过预处理X射线探测器数据获得的投影数据进行图像重建的断层图像的监视器6，用于在其中存储程序、X射线探测器数据和X射线断层图像的存储装置7。成像或拍照条件的输入从输入装置2输入并存储在存储装置7中。成像台10包括支架12用于从受验者置于其上的扫描机架20的孔隙拉出受验者HB以及将受验者插入受验者置于其上的扫描机架20的孔隙。支架12通过安装于成像台10内的电机在成像台上线性地移动和提升。

扫描机架20包括X射线管21(或其它辐射源)、X射线控制器22、准直器23、束形成X射线滤波器28、X射线滤波器31、多行X射线探测器24和数据获取系统(DAS)。另外，扫描机架20还包括旋转控制器26用于保持X射线管21和多行探测器24并控制绕受验者HB的体轴旋转的机架旋转部分15、用于发射/接收控制信号等至/从操作控制台1的机架控制器29、和成像台10。束形成X射线滤波器28是用于增加导向对应于摄影中心的旋转中心的X射线并减少旋转中心的周边部分的X射线剂量的滤波器。因此，接近于圆形或椭圆形的受验者HB的身体表面可以更少的暴露在辐射下。

中央处理单元3具有预处理器33、图像重建单元34和像素值比率计算单元35。

预处理器33修正关于由数据获取系统25获得的原始数据的通道与通道的灵敏度不均匀性，并执行例如X射线剂量修正的预处理，该预处理用于修正由于X射线的强吸收剂，主要是金属部分而造成的信号强度的极度减少或信号遗漏。另外，预处理器33执行束硬化处理。

图像重建单元34接收在预处理器33处预处理的投影数据，并基于该投影数据重建图像。对该投影数据进行快速傅立叶变换(FFT)以将其变换到频域或频率区域，并且该投影数据与重建函数Kernel(j)叠加(overlay)，而后进行反傅立叶变换。图像重建单元34对与重建函数Kernel(j)叠加的投影数据执行三维的反向投影处理以确定受验者(HB)的每个体轴方向的断层图像(xy平面)。图像重建单元34在存储装置7中存储断层图像。

图像重建单元34图像重建涉及原子分布的依赖于X射线管电压的信息的二维分布断层图像，即所谓的用于双能摄影的或来自投影数据的成像的断层图像或基于低能谱X射线和高能谱X射线的断层图像。图像重建单元34还能够图像重建第n维断层图像，例如除了二维分布断层图像还有三维断层图像。

像素值比率计算单元35能够计算低X射线管电压的断层图像的每个像素值除以高X射线管电压的断层图像的每个像素值。双能成像以这样的方式进行使得相同的部分或区域没有位置位移地成像。因此，相同的物质存在于相同的像素位置。因此有可能计算物质的能量比率。顺便提及，像素值之间的比率是关于基于本发明的第一X射线投影数据和第二X射线投影数据的、针对受验者的断层图像的第一X射线和第二X射线之间差别的信息的一个例子。

段条件设置单元36基于在像素值比率计算单元35处计算的像素值之间的比率来设置像素值范围以区段化分别表示受验者的图像中的物质的像素。顺便提及，设置例如是基于关于由监视器6显示的像素值之间的比率的信息通过给输入装置2进行输入来完成的。

在步骤P1中，受验者HB位于支架12上，二者互相对齐。这里，在位于支架12上的受验者HB中，扫描机架20的切片灯(slice light)中心位置与其每个部分或区域的参考点对齐。接着，执行侦察图像(scout image)获取。当侦察成像时，固定X射线管21和多行X射线探测器24，并且当支架12线性移动时执行获取X射线探测器数据的操作。这里，侦察图像一般在0度和90度的视角位置获得。图2的右侧示出通过在0度成像或获得胸部邻近区域而形成的侦察图像(SCT)的例子。可以从上述侦察图像设计获得断层图像的位置。

在步骤P2中，当要在侦察图像上获得的每个断层图像的位置和大小显示于侦察图像上时，执行成像条件设置。在侦察图像中示出的虚线对应与断层图像相对应的图像位置。本实施例具有基于常规扫描、螺旋式扫描、可变螺距螺旋式扫描、螺旋穿梭扫描(helical shuttle scan)等的多种扫描模式。常规扫描是这样一种扫描方法，即每次支架12以预定的间距在Z轴方向移动时旋转具有X射线管21和多行X射线探测器24的机架旋转部分15，从而获取X射线投影数据。螺旋式扫描是这样一种成像方法，即当机架旋转部分15正被旋转时以预定速度移动支架12，从而获取X射线投影数据。可变螺距螺旋式扫描是这样一种成像方法，即当机架旋转部分15以类似于螺旋式扫描的方式旋转时变化支架12的速度，从而获取X射线投影数据。螺旋穿梭扫描是这样一种扫描方法，即当机架旋转部分15以类似于螺旋式扫描的方式旋转并且支架12在Z轴的正方向或负方向上往复运动时加速/减速支架12，从而获取X射线投影数据。当设置这些多种摄影时，关于对应一个时间的整个X射线剂量的信息得以显示。

根据每一个断层图像的成像条件的设置，受验者HB暴露于X射线照射的量也可以通过使用X射线CT装置100的自动曝光机构加以优化。依据断层图像的成像条件设置，对于所谓的双能成像可以将X射线管电压设定为80kV和140kV。在双能成像的自动曝光机构中，这样定义在X射线管电压80kV和X射线管电压140kV的成像条件使得基于加权加影的双能图像的最后图像的噪声指数值变为与设定的噪声指数值近似相等。以图像噪声变得近似相等的方式定义成像条件在优化X射线曝光方面是优选的。

在步骤P3到P9中，执行断层图像摄影。在步骤P3中，执行X射线数据获取。当这里由螺旋式扫描实施数据获取时，在X射线管21和多行X射线探测器24绕受验者HB旋转并且在成像台10上的托架12线性移动时执行获取X射线探测器数据的操作。将Z轴坐标的位置信息Ztable(视图)添加到X射线探测器数据D0(视图，j，i)(其中j＝1至ROW，i＝1至CH)，该X射线探测器数据由视角视图，探测器行数j和通道数i表示。由此，依据螺旋式扫描相对于恒定速率的范围执行X射线探测器数据获取。依据螺旋式扫描和可变螺距的螺旋式扫描，Z轴坐标位置信息用在X射线投影数据被三维图像重建的地方。在步骤P3中，获得在同一区域使用80kV的X射线管电压的X射线投影数据和使用140kV的X射线管电压的X射线投影数据。

在步骤P4中，预处理器33对X射线探测器数据D0(视图，j，i)执行预处理以将其转换为投影数据。具体描述，执行偏移修正、执行对数换算、执行X射线剂量修正并执行灵敏度修正。

在步骤P5中，预处理器33执行束硬化修正。这里，预处理器33对预处理的投影数据D1(视图，j，i)执行束硬化修正。

在步骤P6中，图像重建单元34执行Z滤波器叠加(overlay)处理。这里，为了在经受束硬化修正的投影数据D11(视图，j，i)上的Z轴方向(行方向)应用滤波器，图像重建单元34执行Z滤波器叠加处理。即，在每个视角处的预处理后，经受束硬化修正的投影数据D11(视图，j，i)(其中i＝1至CH，j＝1至ROW)与滤波器相乘，其中例如行方向滤波器的大小为五行。

在步骤P7中，图像重建单元34执行重建函数叠加处理。即，将X射线投影数据经历傅立叶变换以变换为频域或频率区域，并与重建函数相乘，而后进行反傅立叶变换。

在步骤P8中，图像重建单元34执行三维反向投影处理。这里，对经受重建函数叠加处理的投影数据D3(视图，j，i)执行三维反向投影处理，以确定反向投影数据D3(x，y，z)。将被图像重建的图像是垂直于z轴的平面。下面示出的重建区域或平面假定平行于xy平面。

在步骤P9中，图像重建单元34执行后处理。图像重建单元34对反向投影数据D3(x，y，z)执行诸如图像滤波器叠加、CT值转换等的后处理以获得断层图像D31(x，y，z)。

在步骤P10中，图像显示单元显示图像重建过的断层图像。作为断层图像的例子，断层图像TM在图2的右侧示出。

顺便提及，从步骤P4到步骤P10的处理中，处理均在步骤P3中获得的使用80kV的X射线管电压的X射线投影数据和使用140kV的X射线管电压的X射线投影数据。

在步骤P11中，图像显示单元在其上显示双能断层图像(DTM)。这里，图像重建单元34首先确定均在步骤P10中得到的使用140kV X射线管电压获得的断层图像和使用80kV X射线管电压获得的断层图像的像素之间的比率并根据该比率对像素区域分段。被分段的区域的一部分被设置为双能图像，该双能图像作为在使用140kV X射线管电压获得的断层图像或投影数据和使用80kV X射线管电压获得的断层图像或投影数据执行使用为消除预期的物质的加权减影系数的加权减影处理，而其它区域设置为高S/N比的图像，诸如在使用140kV X射线管电压获得的图像和在使用80kV X射线管电压获得的图像，或这些图像的平均图像等，借此获得最终的双能图像(DTM)。

关于上面步骤P11的处理将使用实施例进一步详细地描述。该实施例将使用图3所示的流程图解释其中在断层图像空间中重建双能图像的实例。

在步骤101，执行确定在140kV的X射线管电压获得的断层图像和在80kV的X射线管电压获得的断层图像的像素的值之间的比率的处理。顺便提及，像素值之间的比率是，基于本发明中的第一X射线投影数据和第二X射线投影数据的，关于受验者的每个断层图像的第一X射线和第二X射线间差别信息的一个例子。

图4(a)是曲线图，其中例如，80kV X射线管电压的断层图像的相应的像素值L-HU沿图的纵轴表示，140kV X射线管电压的断层图像的相应的像素值H-HU沿图的横轴表示。如图所示，受验者中的每个物质的每个像素值L-HU和其每个像素值H-HU之间的比率(曲线中的倾斜)，在碘Io和钙对应造影剂的基本组分的情况下，理论上对每一物质为常数。实际上，该比率被认为是落于表示为“范围”的范围内(对于骨头而言在约1.5附近，对于造影剂Io在约1.7-1.8)。

具体描述，假设在80kV X射线管电压的断层图像的像素值为g80(x，y)，在140kV X射线管电压的断层图像的像素值为g140(x，y)，像素值比率计算单元35能够根据g80(x，y)/g140(x，y)计算像素值间的比率r(x，y)。因此，像素值比率计算单元35对每个像素计算所有像素的像素值之间的比率。然而，对于象1×2像素和2×2像素的区域，像素值之间的比率也可被增加。由于该区域中的增加消除了噪声成分，并且尤其放大了移除期望被删除的每一物质的准确性，因此，优选操作者能够针对像素值之间比率的计算选择像素的数目。

接着，在步骤102中，操作者使用输入装置2选择期望被删除的每一物质，并且利用段条件设置单元36设置物质的像素值之间比率的范围。设置该范围以使其在例如R±很少％的预定值处可变。顺便提及，因为该区域可被分割开或借助该分段对每一物质分段，被分段的区域分别被分配彩图，由此相应的原子或物质可以由颜色区分并显示。图4(b)是其中Io和钙被区分并显示的比率图像的例子。

图4(c)仅显示了在约1.5附近表示的像素值与像素值比率的钙组分作为像素区域。

用于区段化的像素值之间的比率r(x，y)的倾斜范围可以由段条件设置单元36设定。顺便提及，本设置基于例如由监视器6所显示的关于像素值间的比率的信息通过向输入装置2进行输入来完成。这里，设置期望最终被删除的物质的像素值之间的比率范围。具体描述，该比率范围本身可以被输入或通过选择物质来被自动地选择。可替换地，对应于比率范围的默认值通过选择每一物质被显示，并且其范围的宽度可以被设置为是可调的。

接下来，在步骤103，图像重建单元34确定其像素值与像素值比率的值是否落在设定值内。如果其值落在设定值内，那么图像重建单元34进行到步骤104。如果不是这样，那么图像重建单元34进行到步骤105。在本图中，例如，像素位置g(x，y)处的像素值之间的比率落在钙Ca的范围内。顺便提及，包含落入像素值的设置范围内的像素的像素区域可以通过例如贴标签的处理加以规定。

接下来，在步骤104，图像重建单元34获得关于期望被删除的每个物质的像素区域的双能图像，例如包含落入在步骤102设置的像素值范围内的像素的像素区域。

即，图像重建单元34在断层图像空间中用加权减影系数w1乘以80kV X射线管电压的断层图像TM1。相似地，图像重建单元34用加权减影系数w2乘以140kV X射线管电压的断层图像TM2，并且执行连同常数C1的加权减影处理ADD从而生成双能断层图像(DTM)。图像重建单元34能够通过甚至在投影数据空间相似地执行加权减影处理ADD来获得双能断层图像(DTM)。

这些加权减影系数w1、w2和常数C1根据期望被提取的原子、期望被强调的原子和期望在显示器上被删除的原子或区域加以确定。例如当构成骨头的钙组分和在CT值中互相接近的钙化部分的钙组分(Ca组分)在显示器上被删除时，例如为了在加权减影过程中相互区分钙组分和以碘作为基本组分的造影剂(Io组分)而设置像素值为0，造影剂组分被提取并且被强调地显示。另一方面，当在显示器上删除造影剂组分时，例如在加权减影过程中设置像素值为0，钙组分被提取从而骨头和钙化部分被强调地显示。顺便提及，使用在步骤102中设置的预定值R的加权减影系数可以用作加权加影系数。可替换地，使用在步骤101中确定的相应像素之间的比率的加权减影系数也可以被使用。

假设预处理和束硬化修正这时已在此时使用的断层图像空间中由预处理器33完成。假设即使在X射线投影数据的情况下，预处理器33使用经受预处理和束硬化修正的X射线投影数据。通过在每个X射线管电压将不等同于水的物质设定为相当于水的X射线穿透路径长度，水之外的每个物质对每个X射线管电压的依赖度可以在特别是束硬化修正中得以更为准确的估计。

如上所述，图像重建单元34能够在断层图像空间和投影数据空间中生成造影剂等价图像(从其删除造影剂的图像)，钙等价图像(钙被删除的图像)等。

另一方面，在步骤105中，图像重建单元34将断层图像TM1或断层图像TM2的CT值输入像素值与像素值的比率没有落在设定值内的像素位置g(x，y)。可替换地，输入到像素位置g(x，y)的每个像素可以被用于断层图像TM1，断层图像TM2或断层图像TM1与断层图像TM2的平均值。

在步骤106中，图像重建单元34通过显示经过处理的所有像素位置g(x，y)来显示最终的双能断层图像DTM。即，如图5所示，由双能图像表示的被删除钙组分的像素区域(图中以黑色表示)被断层图像TM1，断层图像TM2或断层图像TM1与断层图像TM2的平均值中的钙组分的像素区域所代替，借此获得最终的双能断层图像(DTM)。

由于断层图像TM1，断层图像TM2或其平均值被添加到像素值之间的比率没有落在设定值内的像素位置g(x，y)，该像素位置可以被用于S/N没有降低且高对比度的图像。

在步骤S107中，操作者确定双能断层图像(DTM)是否被满足。当不可能得到目标的强调图像时，操作者返回步骤S102，在那里操作者改变像素值与像素值的比率值或其允许的宽度(范围)，并且能够试图分离目标的物质。

因此，当通过选择期望被删除的物质来图像重建双能图像(DTM)时，通过进一步添加期望被删除的物质可以生成更准确提取的双能断层图像(DTM)。

第二个实施例将解释其中双能图像在投影数据空间中被重建的例子。

首先，执行类似于实施例1的步骤101的处理，即确定在140kV的X射线管电压获得的断层图像的像素和在80kV的X射线管电压获得的断层图像的像素之间的比率。

接着，被分配比率值的每个像素被重新投影到虚拟探测器上以获得由窦腔X线照相(sinogram)表示的虚拟投影数据，在该窦腔X线照相上提供每个像素的坐标和作为数据的比率值。

接着，像素值之间的比率的允许的宽度(范围)以类似于实施例1的步骤102的处理的方式通过段条件设置单元36来设定。

接着，在实施例1的步骤103确定相应虚拟投影数据之间的像素比率值是否落在设定值内。

接着，在步骤104，图像重建单元34使用期望被删除的物质的像素区获得双能图像，例如在同一像素位置的投影数据作为落入在步骤102中设定的像素值范围内的每一虚拟投影数据。

具体描述，图像重建单元34在投影数据空间中用与实施例1的加权减影系数相同的加权减影系数w1乘以在80kV X射线管电压的投影数据。相似地，图像重建单元34用加权减影系数w2乘以在140kV X射线管电压的投影数据，并且执行连同常数C1的加权减影处理ADD从而根据在加权减影后使用投影数据的图像重建处理生成双能断层图像(DTM)。

因为上述步骤之后的处理与上述实施例相似，因此省略其说明。

顺便提及，本发明不限于上面所述的实施例。

尽管期望被删除的物质的像素间比率的范围已经在上面的实施例的步骤102中设定，但是仍可以对于删除未包含在设定范围内的每个物质的每个像素，即未包含在设定范围内的每个像素，获得双能图像。

尽管已在上面的实施例中解释了二维图像的处理，但是本发明可用于三维图像的处理。

尽管在上面的实施例中使用了140kV的X射线管电压和80kV的X射线管电压，但是也可以类似地使用其它X射线管电压来进行双能成像。尽管在本发明中使用强调钙化的图像和强调骨头的图像，但是即便对于其它物质也可以产生相似的效果。顺便提及，根据本实施例的图像重建方法可以是基于常规已知的Feldkamp方法的三维图像重建方法。另外，也可以使用另一种三维图像重建方法。可替代地，可以采用二维图像重建。

尽管上述实施例已经描述扫描机架20没有倾斜的情况，但即使在扫描机架20是倾斜的所谓的倾斜扫描中也可以得到相似的效果。尽管本实施例已经描述X射线数据获取和生物信号不同步的情况，但是即便当X射线数据与生物信号特别是心脏跳动信号同步时也可以得到相似的效果。

尽管上述实施例中使用的是多行X射线探测器24，但是即便是使用由平板X射线探测器或一行X射线探测器所代表的矩阵结构的二维X射线区域探测器的情况下也可以产生相似的效果。顺便提及，尽管本实施例中成像台10的支架12在z方向移动，即便通过相对于成像台10的支架12移动扫描机架20或位于扫描机架20中的旋转部分15，也可以得到相似的效果。

尽管上述实施例中以医疗X射线CT装置100为基础来描述，但是本发明还可适用于X射线CT-PET装置、X射线CT-SPECT装置和与工业X射线CT装置100或其它装置的组合的装置。

附图标记

图1

5...数据获取缓冲器，

7...存储装置，

8...图像显示单元，

22...X射线控制器，

24...探测器，

26...旋转控制器，

29...机架控制器，

33...预处理器，

34...图像重建单元，

35...像素值比率计算单元，

36...段条件设置单元

图2

开始

断层图像摄影术

步骤P1...获取侦察图像

步骤P2...设置成像条件

步骤P3...获取数据

步骤P4...预处理

步骤P5...束硬化修正

步骤P6...Z-滤波器叠加处理

步骤P7...重建函数叠加处理

步骤P8...三维反向投影处理

步骤P9...后处理

步骤P10...显示断层图像

步骤P11...显示双能图像

结束

图3

开始

步骤101...对每个对应像素计算双能比率

步骤102...选择期望被删除的物质并设定范围

步骤103...落在设定的范围内？

步骤104...通过加权加影处理设定期望被删除的物质的像素值为接近于0

步骤105...选择TM1或TM2的像素值或选择两者的平均像素值

步骤106...生成最终的双能图像DTM

步骤107...生成了令人满意的断层图像？

结束

Claims

1.X射线CT装置(100)，包括：

X射线辐射单元(21)，其被配置成将具有第一能谱的第一X射线和具有不同于第一能谱的第二能谱的第二X射线施加于受验者；

X射线数据获取单元(25)，其被配置成获取基于由X射线辐射单元施加的第一X射线的受验者的第一X射线投影数据和基于由X射线辐射单元施加的第二X射线的受验者的第二X射线投影数据；和

图像重建装置，其被配置成：

基于第一X射线投影数据和第二X射线投影数据确定在关于受验者图像的第一X射线和第二X射线之间的差别信息；

基于该差别信息将图像的像素区分段为至少两个较小像素区；

设置该至少两个较小像素区中的至少一个为通过基于具有不同能谱的第一X射线投影数据和第二X射线投影数据的加权减影处理来获得的双能图像；以及

将所有剩余的较小像素区设置为使用第一X射线投影数据进行图像重建的第一图像、使用第二X射线投影数据进行图像重建的第二图像以及第一和第二图像的平均图像中的一个。

2.根据权利要求1的X射线CT装置(100)，其中图像重建装置被配置成确定使用第一X射线投影数据进行图像重建的第一图像的像素值和使用第二X射线投影数据进行图像重建的第二图像的像素值之间的比率，作为关于受验者图像的第一X射线和第二X射线之间的差别信息。

3.根据权利要求1的X射线CT装置(100)，还包括段条件设置装置(36)，其被配置成设置用于将受验者的图像分段为该至少两个较小像素区的参考，该参考与第一X射线和第二X射线之间的差别信息相关。

4.根据权利要求3的X射线CT装置(100)，其中与该差别信息相关的参考是对于包含在受验者内的多个类型的物质中的每一个而被设定的。

5.根据权利要求2的X射线CT装置(100)，还包括段条件设置装置(36)，其被配置成设置第一图像的像素值和第二图像的像素值之间的比率的范围作为用于将受验者的像素区分段的参考。

6.根据权利要求1的X射线CT装置(100)，其中图像重建装置(3)被配置成利用使用第一X射线投影数据进行图像重建的第一图像和使用第二X射线投影数据进行图像重建的第二图像的加权减影处理获得双能图像。

7.根据权利要求1的X射线CT装置(100)，其中图像重建装置(3)被配置成在第一X射线投影数据和第二X射线投影数据的加权减影处理后，对第一X射线投影数据和第二X射线投影数据进行图像重建以获得双能图像。

8.一种图像处理装置，包括

图像重建装置(3)，其被配置成：

确定关于受验者图像的具有第一能谱的第一X射线和具有不同于第一能谱的第二能谱的第二X射线之间的差别信息，该差别信息基于以第一X射线为基础的受验者第一X射线投影数据和以第二X射线为基础的受验者第二X射线投影数据，所述受验者第一X射线投影数据和受验者第二X射线投影数据是通过将第一X射线和第二X射线施加到受验者而获得的；

设置该至少两个较小像素区中的至少一个为利用基于具有多个能谱的X射线投影数据的加权减影处理来获得的双能图像；以及

9.根据权利要求8的图像处理装置，其中所述图像重建装置被配置成确定使用第一X射线投影数据进行图像重建的第一图像的像素值和使用第二X射线投影数据进行图像重建的第二图像的像素值之间的比率，作为关于受验者图像的第一X射线和第二X射线之间的差别信息。

10.根据权利要求8的图像处理装置，还包括段条件设置装置，其被配置成设置用于将受验者的图像分段为该至少两个较小像素区的参考，该参考与第一X射线和第二X射线之间的差别信息相关。

11.根据权利要求10的图像处理装置，其中与该差别信息相关的参考是对于包含在受验者内的多个类型的物质中的每一个而被设定的。

12.根据权利要求9的图像处理装置，还包括段条件设置装置，其被配置成设置第一图像的像素值和第二图像的像素值之间的比率的范围作为用于将受验者的像素区分段的参考。

13.根据权利要求8的图像处理装置，其中所述图像重建装置被配置成利用使用第一X射线投影数据进行图像重建的第一图像和使用第二X射线投影数据进行图像重建的第二图像的加权减影处理获得双能图像。

14.根据权利要求8的图像处理装置，其中所述图像重建装置被配置成在第一X射线投影数据和第二X射线投影数据的加权减影处理后，对第一X射线投影数据和第二X射线投影数据进行图像重建以获得双能图像。