CN107106105B - 用于物体的x射线成像装置 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及一种用于物体的X射线成像装置(10)、一种用于物体的X射线成像系统(100)、一种用于物体的X射线成像方法、以及一种用于控制该装置或系统的计算机程序单元和一种存储有该计算机程序单元的计算机可读介质。X射线成像装置(10)包括接收单元(11)和处理单元(12)。接收单元(11)被配置成接收代表该物体针对至少两个不同的X射线光谱的衰减性能的衰减数据。处理单元(12)被配置成将衰减数据分解成分解数据,减少分解数据中的噪声以获得去噪声数据,将去噪声数据反转换成反转换衰减数据,将反转换衰减数据和衰减数据组合成组合衰减数据,并将组合衰减数据分解成组合分解数据。
Description
技术领域
本发明涉及一种用于物体的X射线成像装置、一种用于物体的X射线成像系统、一种用于物体的X射线成像方法、以及一种用于控制该装置或系统的计算机程序单元和一种存储有该计算机程序单元的计算机可读介质。
背景技术
CT扫描器包括发射辐射的X射线管,该辐射穿过检查区域和其中的物体。检测器阵列与检查区域相对地定位,在X射线管对面,检测穿过检查区域和其中的物体的辐射,并生成指示检查区域和其中的物体的投影数据。重建器处理投影数据并重建体积图像数据,该体积图像数据指示检查区域和其中的物体。
在光谱CT或多能CT中,获取多个衰减投影数据集,该衰减投影数据集表示被扫描物体针对不同的X射线光谱的衰减性能。该多个数据集可通过kVp切换、双层检测器、计数检测器和/或其它方式来获取。每个衰减数据集是从光谱或多能CT系统的不同光谱通道获取的。基于这些多个衰减投影数据集,可确定物理实体性能,这称为物质分解。
用于物质分解的一种可能方案是在投影域中的分解。对于投影域分解来说,通过将不同光谱通道的衰减线积分转换成物质线积分来执行物质分解。由于这种物质转换的非线性,由衰减线积分中的噪声诱发出偏差(所谓的噪声诱发偏差)。该偏差的强度直接取决于衰减投影数据集中的噪声量。在许多情况下,该偏差太高而不可接受,导致重建的物质图像与实际情况有强偏离,因此阻止了用于诊断目的的合理的定量评估。
因此,去噪声策略被实施为减少衰减线积分中的噪声,因此也减少分解物质线积分中的偏差。尽管如此,由于对衰减投影数据集的过强去噪声处理导致最终图像中的结构损失,因此一些噪声会保留在去噪声的衰减线积分中。结果,分解数据中仍存在明显的偏差。此外,去噪声衰减投影数据中剩余的噪声仍导致在分解数据中产生严重噪声,因此分解是强烈放大噪声的不适定问题。
总而言之,光谱或多能CT系统的物质分解的非线性导致产生噪声诱发偏差,即使在输入数据上的噪声通过去噪处理而减少时也如此。该偏差导致重建的物质图像与实际情况偏离,因此在用于诊断目的的定量评估中产生错误的值。
WO 2014/080311 A1公开了一种减少光谱/多能投影数据中的投影域相关噪声的方案。这种方案可以至少基于物质线积分的方差及其间的协方差来实现。
发明内容
需要提供一种用于物体的改良型X射线成像装置,其允许减少噪声诱发偏差。
本发明的问题是通过独立权利要求的主题解决的,其中另外的实施例包括在从属权利要求中。应当指出的是,在下文中描述的本发明各方面也适用于X射线成像装置、X射线成像系统、X射线成像方法、计算机程序单元和计算机可读介质。
根据本发明,提供一种用于物体的X射线成像装置。所述X射线成像装置被配置成减少用于光谱分解的输入数据中的噪声。所述X射线成像装置包括接收单元和处理单元。所述接收单元被配置成接收代表物体针对至少两个不同的X射线光谱的衰减性能的衰减数据。基于这些衰减数据,可确定物理实体性能(例如,光电效应、开普敦散射、水含量、骨含量、碘含量)。这些物理实体性能的确定称为物质分解。为了进行物质分解,处理单元被配置成将所述衰减数据分解成分解数据,并减少所述分解数据中的噪声以获得去噪声数据。为了减少所述分解数据中的噪声以获得去噪声数据,可理解为减少噪声量或消除噪声。所述处理单元还被配置成将所述去噪声数据反转换成反转换衰减数据,其中反转换是分解的数学反演。所述处理单元还被配置成将反转换衰减数据和所述衰减数据组合成组合衰减数据,并通过与将衰减数据转换成分解数据所使用的分解完全相同的分解而将所述组合衰减数据分解成组合分解数据。
因此,根据本发明的X射线成像装置能够在将衰减数据分解为分解数据的第一次分解之后以及在将组合衰减数据分解为组合分解数据的第二次分解之前执行噪声减少。后者或在噪声减少之后的第二次分解允许噪声减少直接利于偏差减少。因此,提供了一种用于物体的改良型X射线成像装置,其允许改善或增进噪声诱发偏差的减少。
在一个示例中,处理单元被配置成通过对所述反转换衰减数据的高空间频率和所述衰减数据的低空间频率进行选择和汇编而将反转换衰减数据和衰减数据组合成组合衰减数据。本发明的该示例是基于以下考虑:通过噪声减少而去除的噪声具有高空间频率。因此,如果将去噪声数据反转换成反转换衰减数据,则与高空间频率下的去噪声数据相比的差值归因于通过去噪声去除的噪声。因此,进行“分频(frequency split)”,即,组合所述反转换衰减数据的高空间频率与所述衰减数据的低空间频率产生具有较少噪声的数据,且因此如果在第二次分解中将该组合数据分解成组合分解数据,则产生较少偏差。分频可通过高通滤波器和低通滤波器来实现。
用语“减少分解数据中的噪声以获得去噪声数据”可理解为部分地减少噪声量或完全消除噪声。因此,术语“去噪声”和“减少噪声”在本文中用作同义词。除了用以减少所述分解数据中的噪声以获得去噪声数据的能力之外,所述处理单元还在一个示例中被配置成在分解之前减少所述衰减数据中的噪声。这种附加的噪声减少可在将衰减数据分解成分解数据的第一次分解之前和/或在将组合衰减数据分解成组合分解数据的第二次分解之前完成。举例来说,作为减少噪声量或消除噪声的去噪声策略,可使用正则化最大似然性滤波器。所述去噪声策略减少衰减线积分中的噪声,且被单独地应用于每个光谱通道。该噪声减少也减少了分解物质数据中的偏差。由于该去噪声处理是在分解之前完成的,所以其在下文中称为分解前去噪声(PDDN)。
对于物质投影数据,可使用反相关滤波器(ACF)作为去噪声策略,从而利用分解之后的噪声反相关性。ACF可使用统计模型从分解物质数据过滤反相关噪声。适合的反相关滤波器的一个示例包括正则化最大似然性滤波器,其包括数据项和正则项。正则项可包括两个或更多个子项,每种物质一个子项。
处理单元被配置成通过对所述反转换衰减数据的高空间频率和所述衰减数据的低空间频率进行选择和汇编而将反转换衰减数据和衰减数据组合成组合衰减数据的上述示例可通过单独地使用PDDN和ACF两者而进一步具体化,以减少分解数据中的噪声,从而获得PDDN去噪声数据以及ACF去噪声数据。因此,基于通过ACF去除的噪声具有高空间频率的假设,将ACF去噪声数据反转换到反转换衰减域。随之,期望与高空间频率下的PDDN去噪声数据相比的差归因于通过ACF去除的噪声。因此,进行“分频”,即,组合反转换的ACF去噪声数据或处理后数据的高空间频率与PDDN去噪声数据或处理后数据的低空间频率产生具有较少噪声的数据,且因此如果在第二次分解中将这些组合衰减数据分解成组合分解数据,则产生较少偏差。通过ACF去除的噪声具有高空间频率的上述假设是归因于所应用的正则项的性能的良好假设,其仅评估直接相邻的检测器像素之间的差值。
用于物质分解的两种可能方案(确定物理实体性能)是在图像域中的分解和在投影域中的分解。对于图像域分解来说,针对每个获取的衰减数据集重建衰减图像,且对重建的衰减图像执行物质分解,将针对一个图像位置的重建衰减值转换成物质值。对于投影域分解来说,通过将不同光谱通道的衰减线积分转换成物质线积分来执行物质分解。
在投影域和图像域的分解和去噪声处理的若干组合是可能的。在下文中,首先提及一些可能性,然后更详细地阐释一些可能的组合。在一个示例中,处理单元被配置成在投影域中分解,由此衰减数据代表衰减线积分,且处理单元被配置成将衰减线积分数据分解成代表分解线积分的分解数据。换句话说,物质分解是通过将不同光谱通道的衰减线积分转换成分解物质线积分而在投影域中执行的。在一个示例中,处理单元被配置成在图像域中分解,由此衰减数据代表衰减图像,且处理单元被配置成将衰减图像分解成代表分解图像的分解数据。
在一个示例中,处理单元被配置成减少图像域中的噪声,由此处理单元被配置成减少分解图像中的噪声以获得代表去噪声图像的去噪声数据。在一个示例中,处理单元被配置成减少投影域中的噪声,由此处理单元被配置成减少分解线积分数据中的噪声以获得代表去噪声线积分的去噪声数据。在一个示例中,处理单元被配置成减少投影域和图像域中的噪声,由此噪声减少包括正向投影和反向投影,以便在投影域和图像域之间切换,以及减少图像域或投影域或两个域中的分解线积分中的噪声,以获得代表分解线积分的分解数据。
作为前两段的更详细的描述,在投影域和图像域中的分解和去噪声的至少下述组合是可行的:
-在投影域中分解和去噪声,这意味着首先将衰减线积分数据分解成分解线积分数据,然后在投影域中减少噪声,在投影域中完成反转换,在投影域中完成组合,且在投影域中完成第二次分解。此外,图像的重建是可行的。重建是指体积图像数据的生成,包括物质体积图像数据。
-在图像域中分解和去噪声,这意味着首先将衰减线积分数据重建成衰减图像数据,然后分解成分解图像数据,在图像域中减少噪声,在图像域中完成反转换,在图像域中完成组合,且在图像域中完成第二次分解。
-在投影域中分解且在图像域中去噪声,这意味着首先将衰减线积分数据分解成分解线积分数据,然后重建成分解图像数据,在图像域中减少噪声,通过用以将图像转换到投影域的正向投影与用以从物质域转换到衰减域的分解的数学反演的组合来完成反转换,在投影域中完成组合,且在投影域中完成第二次分解。此外,图像的重建是可行的。
-在投影域中分解且在投影域和图像域中去噪声,这意味着首先将衰减线积分数据分解成分解线积分数据,然后在投影域中减少噪声,重建成分解图像数据,在图像域中减少噪声,通过用以将图像转换到投影域的正向投影与用以从物质域转换到衰减域的分解的数学反演的组合来完成反转换,在投影域中完成组合,且在投影域中完成第二次分解。此外,图像的重建是可行的。作为选择,为在投影域和图像域中进行单独的去噪声并在其之间进行重建,可完成正则化统计迭代重建以便从分解线积分数据生成去噪声的分解图像。
根据本发明,还提供一种用于物体的X射线成像系统。所述X射线成像系统包括X射线检测器和如上文所述的X射线成像装置。所述X射线检测器提供由所述X射线成像装置接收的衰减数据。所述X射线成像装置包括接收单元和处理单元。所述接收单元被配置成接收代表物体针对至少两个不同的X射线光谱的衰减性能的衰减数据。所述处理单元可被配置成通过对反转换衰减数据的高空间频率和衰减数据的低空间频率进行选择和汇编而将反转换衰减数据和衰减数据组合成组合衰减数据。作为用以减少噪声量或消除噪声的去噪声策略,可使用PDDN、ACF和类似物。
根据本发明,还提供一种用于物体的X射线成像方法。该方法包括以下步骤,但未必按照此次序:
接收代表所述物体针对至少两个不同的X射线光谱的衰减性能的衰减数据,
将所述衰减数据分解成分解数据,
减少所述分解数据中的噪声以获得去噪声数据,
将所述去噪声数据反转换成反转换衰减数据,
将反转换衰减数据和衰减数据组合成组合衰减数据,及
将所述组合衰减数据分解成组合分解数据。
基于通过作为去噪声策略的ACF去除的噪声具有高空间频率的假设,将ACF去噪声数据反转换到反转换衰减域。与高空间频率下的PDDN去噪声数据相比的差归因于通过ACF去除的噪声。因此,进行“分频”,即,组合反转换的ACF去噪声数据的高空间频率与PDDN去噪声数据的低空间频率产生具有较少噪声的数据,且因此如果在第二次分解中将这些组合衰减数据分解成组合分解数据,则产生较少偏差。
根据本发明,还给出一种计算机程序单元,其中所述计算机程序单元包括用于在计算机程序于控制X射线成像装置的计算机上运行时致使如装置独立权利要求中限定的X射线成像装置执行X射线成像方法的步骤的程序代码工具。
应当理解,根据独立权利要求所述的X射线成像装置、X射线成像系统、X射线成像方法、用于控制该装置的计算机程序单元和存储有该计算机程序单元的计算机可读介质具有相似和/或相同的优选实施例,尤其是如独立权利要求中所限定的。还应当理解,本发明的优选实施例也可以是从属权利要求与相应独立权利要求的任意组合。
参照下文描述的实施例,本发明的这些和其它方面将变得明显并得以阐明。
附图说明
下面将参照附图来描述本发明的示例性实施例。
图1示意性且例示性地示出了根据本发明的X射线成像系统的一实施例;
图2示意性且例示性地示出了X射线检测器的一实施例和根据本发明的X射线成像装置;
图3示出了根据本发明的一实施例的流程图。
图4示出了根据本发明的低通滤波器。
图5示出了根据本发明的另一实施例的流程图。
图6示出了一种用于物体的X射线成像方法的若干步骤的示意图。
图7示意性且例示性地示出了根据本发明的用于物体的X射线成像方法的另一实施例。
图8示意性地且例示性地示出了重建的物质图像。
具体实施方式
图1示意性且例示性地示出了根据本发明的X射线成像系统100的一实施例。诸如计算机断层摄影(CT)扫描器的成像系统100包括大体上静止的门架102和旋转门架104。旋转门架104由静止的门架102可旋转地支撑,且绕纵向或z轴围绕检查区域106旋转。
辐射源108(如X射线管)由旋转门架104可旋转地支撑。辐射源108与旋转门架104一起旋转并发射穿过检查区域106的辐射。源准直器110包括准直构件,该准直构件使辐射准直以形成大体上锥形、楔形、扇形或其它形状的辐射束。
辐射敏感型检测器阵列112对向一个角度弧,该角度弧与跨过检查区域106的辐射源108相对。检测器阵列112包括沿着z轴方向延伸的一列或多列检测器。检测器阵列112检测穿过检查区域106的辐射,并产生指示其的投影或衰减数据(或测量的线积分)。
投影数据是光谱投影数据,且包括至少两个子集的投影数据,每个子集均代表被扫描物体针对不同的X射线光谱的衰减性能。在检测器阵列112包括光子计数检测器和/或多层光谱检测器的情况下,和/或辐射源108被配置成在扫描期间在至少两个不同的能量光谱之间切换的情况下,可获得该投影数据。
诸如卧榻的患者支撑件122支撑在检查区域106中的物体或受试者(诸如人类患者)。
计算系统或计算机起到操作者控制台124的作用,其允许操作者控制系统100的操作,诸如选择和/或激活至少投影域去噪声算法。
图2示意性且例示性地示出了X射线检测器20的一实施例和根据本发明的X射线成像装置10。X射线成像装置10和X射线检测器20是X射线成像系统100的一部分。X射线检测器20包括辐射敏感性检测器阵列112,且提供待由X射线成像装置10接收的衰减数据。X射线成像装置10包括接收单元11和处理单元12。接收单元11接收代表物体针对至少两个不同的X射线光谱的衰减性能的衰减数据。处理单元12将衰减数据分解成分解数据,减少分解数据中的噪声以获得去噪声数据,将去噪声数据反转换成反转换衰减数据,将反转换衰减数据和衰减数据组合成组合衰减数据,并将组合衰减数据分解成组合分解数据。下文进一步详细阐释这些步骤。
根据本发明的X射线成像装置10能够在将衰减数据分解为分解数据的第一次分解之后以及在将组合衰减数据分解为组合分解数据的第二次分解之前执行噪声减少。后者或在噪声减少之后的第二次分解允许噪声减少直接利于偏差减少。因此,提供了一种用于物体的改良型X射线成像装置10,其允许改善或增进噪声诱发偏差的减少。
用语“减少分解数据中的噪声以获得去噪声数据”可理解为部分地减少噪声量或完全消除噪声。因此,术语“去噪声”和“减少噪声”在本文中用作同义词。噪声减少可在将衰减数据分解成分解数据的第一次分解之前和/或在将组合衰减数据分解成组合分解数据的第二次分解之前完成。作为用以减少噪声量或消除噪声的去噪声策略,例如,可使用PDDN和/或反相关滤波器(ACF)。
用于物质分解的两种可能方案(确定局部物理实体性能)是在图像域中的分解和在投影域中的分解。上述方案同样适用于噪声减少。其可在图像域和投影域中完成。通过使用和组合这些方案,至少下述选项是可用的:
处理单元12可在投影域中分解,由此衰减数据代表衰减线积分,且处理单元12将衰减线积分分解成代表分解线积分的分解数据。
处理单元12可在图像域中分解,由此衰减数据代表衰减图像,且处理单元12将衰减图像分解成代表分解图像的分解数据。
处理单元12可减少图像域中的噪声,由此处理单元12减少分解图像中的噪声以获得代表去噪声图像的去噪声数据。
处理单元12可减少投影域中的噪声,由此处理单元12减少分解线积分数据中的噪声以获得代表去噪声线积分的去噪声数据。
处理单元12可减少投影域和图像域中的噪声,由此噪声减少包括正向投影和反向投影,以便在投影域和图像域之间切换,以及减少图像域或投影域或两个域中的分解线积分中的噪声,以获得代表分解线积分的分解数据。
提供定量成像的所有光谱CT应用,诸如在低能量下的虚拟单能图像、虚拟无对比图像、碘图、碘至钙分类和许多其它应用,可受益于在分解之前减少噪声。减少的噪声导致由噪声诱发的偏差也减少,且因此形成更准确的虚拟单色图像、碘图、虚拟无对比图像等。为了在分解之前减少噪声,可单独地或组合地使用两种独立的构思以便在分解之前滤去不必要的高频。
A.在分解之前执行在单能CT图像的锐度和去噪声之间平衡的重建x-低通滤波和z-低通滤波。
B.在理解到物体相依的噪声诱发偏差畸变包括在图像域内的不同频率的情况下,分解的声谱图可被分成几个频率范围。针对每个范围,从这一频率范围中预先滤去较高的频率,然后针对每个频率范围单独地分解预滤波的频率。
上面阐释的两种构思A和B,即预滤波和分成若干频带,可单独地执行。如下文所阐释的,也可以组合两构思A和B。
为了简化可用于多能CT的方法的表示,以双能CT为例进行说明,其中将低能/高能线积分(preps)pl/h分解成光/散射preps。遵循在分解之前滤除不必要的频率的原则,首先将N个不同的2D低通滤波器应用到由标识的preps pl/h上,其中且n∈[1:N]。低通滤波器是根据下文的(1)给定的。
在这里,Xflt和Zflt是在单能CT图像的锐度和去噪声之间平衡的x-低通滤波器和z-低通滤波器。沿着检测器的弧执行的x滤波内核在卷积步骤期间通过斜变滤波器而倍增,且z-滤波(其中z是门架旋转轴)限定了重建图像的片宽。对于n∈[1:N-1]来说,(1)中的内核是一系列2D低通滤波器,而对于n=N来说,用于所有参见下述规则。
最后,将所有通道的声谱图求和,将该和与斜变滤波器卷积,并执行反向投影内插以获得光/散射图像Ip/s。图3给出了该方法的流程图。为了在分解之前滤除不必要的频率,在分解之前执行x-滤波和z-滤波交换步骤。图4给出了用于的特殊情况的滤波器示例,该图示出了用于N=3的情况的低通滤波器。
如图5的流程图中所示,该方法也可以在其中分解发生在重组之前而非重组之后的模式下实施。换句话说,重组(即,扇形转平行重组和径向重组)可在分解之后执行,与x-滤波一起。另一选项是,z-滤波也被推迟到分解之后。在此模式下,放弃预滤波且仅保留分成若干频带的步骤。与此模式相比,再次参照图3且假设n=1,该图示出了其中放弃了分成若干频带、但完全执行预滤波的模式。
图6示出了一种用于物体的X射线成像方法的若干步骤的示意图。该方法包括以下步骤,但未必按照此次序:
-在第一步骤S1中,接收代表物体针对至少两个不同的X射线光谱的衰减性能的衰减数据。
-在第二步骤S2中,将衰减数据分解成分解数据。
-在第三步骤S3中,减少分解数据中的噪声以获得去噪声数据。
-在第四步骤S4中,将去噪声数据反转换成反转换衰减数据。
-在第五步骤S5中,将反转换衰减数据和衰减数据组合成组合衰减数据。
-在第六步骤S6中,将组合衰减数据分解成组合分解数据。
图7示意性且例示性地示出了根据本发明的用于物体的X射线成像方法的另一实施例。在步骤S1中,接收代表被扫描物体的衰减性能的PDDN去噪声衰减数据。在步骤S2中,将这些PDDN去噪声衰减数据分解成分解数据。在步骤S3中,通过ACF对这些分解数据减少噪声以获得ACF去噪声数据。在步骤S4中,将这些ACF去噪声数据反转换成反转换衰减数据。分频之后是高通滤波器(步骤5a)和低通滤波器(步骤5b),即,将反转换的ACF去噪声衰减数据的高空间频率与PDDN去噪声衰减数据的低空间频率相组合,这导致产生具有较少噪声的数据。在步骤S6中,在第二次分解中,将组合的反转换ACF去噪声衰减数据的高空间频率与PDDN去噪声衰减数据的低空间频率分解成具有较少偏差的组合分解数据。因此,实现了具有减少的噪声和噪声诱发偏差的物质数据。
图8在左侧示意性且例示性地示出了重建的物质图像,在中间示出了代表分解和ACF之后的偏差的图像,且在右侧示出了代表针对光效应(上列)和开普敦散射(下列)在使用根据本发明的装置、系统或方法之后的偏差的图像。作为模拟的虚影,使用具有碘插件和钙插件的30cm水柱。所述偏差图像是通过从无噪声的实际情况减去从噪声数据生成的图像、随后平滑差值而生成的。
在本发明的另一示例性实施例中,提供了一种计算机程序或计算机程序单元,其特征在于,适于在适当的系统上执行根据前述实施例之一的方法的方法步骤。
因此,该计算机程序单元可以存储在计算机单元上,这也可以是本发明的实施例的一部分。这一计算单元可适于执行或诱发执行上述方法的各步骤。此外,其可以适于操作上述设备的部件。该计算单元可适于自动地操作和/或执行用户的命令。计算机程序可以被加载到数据处理器的工作内存中。数据处理器因此可以被装备成执行本发明的方法。
本发明的这一示例性实施例涵盖两种计算机程序,即从一开始就使用本发明的计算机程序,和通过更新使现有程序转换成使用本发明的程序的计算机程序。
此外,该计算机程序单元能够提供满足上述方法的示例性实施例的操作所需的所有必要步骤。
根据本发明的另一示例性实施例,提供一种计算机可读介质,例如CD-ROM,其中该计算机可读介质具有存储于其上的计算机程序单元,该计算机程序单元由前一部分描述。
计算机程序可以被存储/分布在合适的介质上,诸如与其他硬件一起提供或作为其他硬件的一部分提供的光学存储介质或固态介质,但是也可以被以其他形式分布,诸如经由因特网或其他的有线或无线电信系统。
然而,计算机程序也可提供在如万维网的网络上,且可以将其从这一网络下载到数据处理器的工作内存中。根据本发明的另一示例性实施例,提供一种用于使计算机程序单元可被下载的介质,该计算机程序单元被布置成执行根据本发明的前述实施例之一所述的方法。
应指出的是,本发明的实施例是参照不同主题描述的。尤其是,一些实施例是参照方法类型的权利要求来描述的,而其它实施例是参照装置类型的权利要求来描述的。然而,本领域技术人员将从上面和下面的描述中得出以下结论:除非另外指出,否则除了属于一种类型的主题的特征的任何组合之外,涉及不同主题的特征之间的任何组合也被认为在本申请中公开。然而,所有特征都可组合,以提供超出所述特征简单加和的协同效应。
尽管已经在附图和前面的描述中详细图示并描述了本发明,但这样的图示和描述被认为是图示性或示例性的而非限制性的。本发明不限于所公开的实施例。通过研究附图、本公开内容和从属权利要求,本领域技术人员在实践所主张的本发明时,能够理解并实现所公开实施例的其他变型。
在权利要求中,词语“包括”并不排除其他元件或步骤,并且不定冠词“一”或“一个”不排除多个。单个处理器或其他单元可以实现在权利要求中记载的若干项的功能。在互不相同的从属权利要求中记载的某些措施并不表示不能有利地使用这些措施的组合。在权利要求中的任何附图标记不应被解释为对范围的限制。
Claims (13)
1.一种用于物体的X射线成像装置(10),其特征在于,所述X射线成像装置(10)被配置成减少用于光谱分解的输入数据中的噪声,所述X射线成像装置包括:
接收单元(11),及
处理单元(12),
其中,所述接收单元(11)被配置成接收代表所述物体针对至少两个不同的X射线光谱的衰减性能的衰减数据,并且
所述处理单元(12)被配置成
将所述衰减数据分解成分解数据,
减少所述分解数据中的噪声以获得去噪声数据,
将所述去噪声数据反转换成反转换衰减数据,
将反转换衰减数据和所述衰减数据组合成组合衰减数据,及
将所述组合衰减数据分解成组合分解数据。
2.根据权利要求1所述的X射线成像装置(10),其中,所述处理单元(12)被配置成通过对所述反转换衰减数据的高空间频率和所述衰减数据的低空间频率进行选择和汇编而将反转换衰减数据和衰减数据组合成组合衰减数据。
3.根据权利要求1或2所述的X射线成像装置(10),其中,所述处理单元(12)被配置成在将衰减数据分解成分解数据之前进一步减少所述衰减数据中的噪声。
4.根据权利要求1或2所述的X射线成像装置(10),其中,所述处理单元(12)被配置成利用反相关滤波器和/或PDDN来减少噪声。
5.根据权利要求4所述的X射线成像装置(10),其中,所述处理单元(12)被配置成通过对反转换的反相关滤波器去噪声衰减数据的高空间频率和PDDN去噪声衰减数据的低空间频率进行选择和汇编而将反转换的反相关滤波器去噪声衰减数据和PDDN去噪声衰减数据组合成组合衰减数据。
6.根据权利要求1或2所述的X射线成像装置(10),其中,所述处理单元(12)被配置成在投影域中分解,由此所述衰减数据代表衰减线积分,且所述处理单元(12)被配置成将所述衰减线积分分解成代表分解线积分的分解数据。
7.根据权利要求1或2所述的X射线成像装置(10),其中,所述处理单元(12)被配置成在图像域中分解,由此所述衰减数据代表衰减图像,且所述处理单元(12)被配置成将所述衰减图像分解成代表分解图像的分解数据。
8.根据权利要求7所述的X射线成像装置(10),其中,所述处理单元(12)被配置成减少图像域中的噪声,由此所述处理单元(12)被配置成减少所述分解图像中的噪声以获得代表去噪声图像的去噪声数据。
9.根据权利要求1或2所述的X射线成像装置(10),其中,所述处理单元(12)被配置成减少投影域中的噪声,由此所述处理单元(12)被配置成减少分解线积分数据中的噪声以获得代表去噪声线积分的去噪声数据。
10.根据权利要求1或2所述的X射线成像装置(10),其中,所述处理单元(12)被配置成减少投影域和图像域中的噪声,由此所述噪声减少包括正向投影和反向投影,以便在投影域和图像域之间切换,以及减少图像域或投影域或两个域中的分解线积分中的噪声,以获得代表分解线积分的分解数据。
11.一种用于物体的X射线成像系统(100),包括:
X射线检测器(20),及
根据权利要求1至10中的任一项所述的X射线成像装置(10),
其中,所述X射线检测器(20)提供由所述X射线成像装置(10)接收的衰减数据。
12.一种用于物体的X射线成像方法,其中,所述方法包括减少用于光谱分解的输入数据中的噪声,所述方法包括以下步骤:
接收代表所述物体针对至少两个不同的X射线光谱的衰减性能的衰减数据,
将所述衰减数据分解成分解数据,
减少所述分解数据中的噪声以获得去噪声数据,
将所述去噪声数据反转换成反转换衰减数据,
将反转换衰减数据和衰减数据组合成组合衰减数据,及
将所述组合衰减数据分解成组合分解数据。
13.一种计算机可读介质,其已存储用于控制根据权利要求1至11中的任一项所述的装置或系统的计算机程序单元,所述计算机程序单元在由处理单元(12)执行时,适于执行根据权利要求12所述的方法。
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---|---|---|---|---|
US10403006B2 (en) * | 2016-08-26 | 2019-09-03 | General Electric Company | Guided filter for multiple level energy computed tomography (CT) |
US20210272338A1 (en) * | 2018-06-29 | 2021-09-02 | Koninklijke Philips N.V. | Imaging system configured to generate non-spectral volumetric image data from a kvp switching mutli-energy acquisition |
CN113841044B (zh) * | 2019-05-14 | 2024-04-12 | 皇家飞利浦有限公司 | 在kVp切换谱(多能量)成像扫描期间维持给定焦斑尺寸 |
DE102019217220A1 (de) * | 2019-11-07 | 2021-05-12 | Siemens Healthcare Gmbh | Computerimplementiertes Verfahren zur Bereitstellung eines Ausgangsdatensatzes |
EP3843042A1 (en) * | 2019-12-27 | 2021-06-30 | Koninklijke Philips N.V. | Method of processing computer tomography (ct) data for filter back projection (fbp) |
Citations (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
CN1502309A (zh) * | 2002-11-27 | 2004-06-09 | GEҽ��ϵͳ����������˾ | 便于减少伪影的方法和装置 |
US20070076850A1 (en) * | 2001-10-17 | 2007-04-05 | Henri Souchay | Antiscattering grid and a method of manufacturing such a grid |
CN103430216A (zh) * | 2011-03-15 | 2013-12-04 | 皇家飞利浦有限公司 | 基于似然性的谱数据投影域降噪 |
US20130329004A1 (en) * | 2012-06-06 | 2013-12-12 | Apple Inc. | Method of and Apparatus for Image Enhancement |
CN104903933A (zh) * | 2012-11-26 | 2015-09-09 | 皇家飞利浦有限公司 | 投影数据降噪 |
Family Cites Families (19)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE69615994T2 (de) | 1995-06-23 | 2002-06-06 | Koninkl Philips Electronics Nv | Bildverarbeitungsverfahren zur rauschverminderung |
JP4901222B2 (ja) * | 2006-01-19 | 2012-03-21 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 画像表示装置およびx線ct装置 |
US20090257553A1 (en) * | 2006-07-19 | 2009-10-15 | Hitachi Medical Corporation | X-ray ct apparatus and image noise reduction method |
CN100510725C (zh) | 2006-11-14 | 2009-07-08 | 北京国药恒瑞美联信息技术有限公司 | 用于消除散射辐射影响的虚拟滤线栅成像方法及其系统 |
US7734076B2 (en) | 2006-12-11 | 2010-06-08 | General Electric Company | Material decomposition image noise reduction |
US8452116B1 (en) * | 2008-09-19 | 2013-05-28 | Adobe Systems Incorporated | Estimating sensor sensitivity |
DE102008063311A1 (de) | 2008-12-30 | 2010-07-08 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren zur Rauschreduktion von CT-Bilddaten und Bildbearbeitungssystem |
DE102009010501A1 (de) | 2009-02-25 | 2010-09-09 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren zur Rauschreduktion von CT-Bilddaten und Bildbearbeitungssystem |
JP5367443B2 (ja) * | 2009-04-28 | 2013-12-11 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | X線ct装置 |
JP5449852B2 (ja) | 2009-05-08 | 2014-03-19 | 株式会社東芝 | 超音波診断装置 |
WO2012001648A2 (en) | 2010-06-30 | 2012-01-05 | Medic Vision - Imaging Solutions Ltd. | Non-linear resolution reduction for medical imagery |
US8401266B2 (en) * | 2010-11-29 | 2013-03-19 | General Electric Company | Method and system for correlated noise suppression in dual energy imaging |
CN103733222B (zh) | 2011-08-19 | 2017-07-04 | 皇家飞利浦有限公司 | 不同x射线图像信息类型的频率相关组合 |
CN103959329B (zh) * | 2011-11-23 | 2017-10-24 | 皇家飞利浦有限公司 | 图像域去噪 |
EP2806801B1 (en) * | 2012-01-25 | 2017-11-29 | Koninklijke Philips N.V. | Metal artifact reduction from metallic dental fillings and/or crowns in computed tomography (ct) and/or x-ray |
US20130202079A1 (en) * | 2012-02-07 | 2013-08-08 | Lifeng Yu | System and Method for Controlling Radiation Dose for Radiological Applications |
JP6214226B2 (ja) * | 2013-06-06 | 2017-10-18 | キヤノン株式会社 | 画像処理装置、断層撮影装置、画像処理方法およびプログラム |
US9978158B2 (en) | 2013-08-30 | 2018-05-22 | Koninklijke Philips N.V. | Spectral projection data de-noising with anti-correlation filter |
US9905003B2 (en) | 2013-11-20 | 2018-02-27 | Koninklijke Philips N.V. | Processing dual energy spectral mammography images |
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Patent Citations (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US20070076850A1 (en) * | 2001-10-17 | 2007-04-05 | Henri Souchay | Antiscattering grid and a method of manufacturing such a grid |
CN1502309A (zh) * | 2002-11-27 | 2004-06-09 | GEҽ��ϵͳ����������˾ | 便于减少伪影的方法和装置 |
CN103430216A (zh) * | 2011-03-15 | 2013-12-04 | 皇家飞利浦有限公司 | 基于似然性的谱数据投影域降噪 |
US20130329004A1 (en) * | 2012-06-06 | 2013-12-12 | Apple Inc. | Method of and Apparatus for Image Enhancement |
CN104903933A (zh) * | 2012-11-26 | 2015-09-09 | 皇家飞利浦有限公司 | 投影数据降噪 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
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