CN110197515A - 基于康普顿背散射扫描的医学ct机的图像重建方法和系统 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及基于康普顿背散射扫描的医学CT机的图像重建方法和系统，该方法是在被测目标一侧的X射线源发射的X射线经被测目标后的背散射光被同侧的探测器接收，并基于康普顿背散射微分截面算法进行校准计算得到校准系数，再结合线性减弱系数与被测目标电子密度的正比例关系计算得到线性减弱系数，然后以X射线经被测目标另一侧的透射测量结果为基准确定深度修正因子以对线性减弱系数进行深度修正，在深度修正后再基于坐标重建线性减弱系数的分布图像以实现图像重建。该方法以康普顿背散射扫描原理为依据，无需作散射修正和各种伪影修正且对环境设备等应用条件要求较低，数学计算简单，扫描成像迅速，图像质量好且保真度高。
Description
技术领域
本发明涉及医学成像技术领域，具体涉及一种基于康普顿背散射扫描的医学CT机的图像重建方法和系统。
背景技术
CT(Computed Tomography)，即计算机断层扫描成像技术，它是利用精确准直的X线束、γ射线、超声波等与灵敏度极高的探测器一同围绕人体的某一部位作一个接一个的断层扫描，进而产生医学影像作为诊断参考的一种技术手段，可用于多种疾病的检查。目前，CT因其扫描快、图像清晰等特点广泛应用于我国各大城市。对肿瘤、囊肿等多种病变，CT可查明大小、形态、数目和手术切除的可能性，其应用奠定了现代医学影像学的基础，大大增加了疾病早期发现的可能性和诊断的正确性。
目前，国内外所用的医学CT机，无论是常规CT机，还是多排螺旋CT，或者是口腔锥束CT—CBCT机，都是基于射线透射吸收原理的TR—CT机。在TR—CT机中，X射线机与探测器阵列分别置于被检测人体的两侧，图像重建依赖于数学算法，理论基础是雷当(Radon)变换，其实质是把二维问题转化为一维问题，即把二维积分方程组转化为一维线性代数方程组，求解线性减弱系数。常用的图像重建方法很多，例如最简单的代数重建法ART(如投影迭代法，异步迭代法，同步迭代法)、完全数据重建的解析法(如最常见的滤波反投影法FBP，卷积反投影法CBP)、不完全投影重建(如最大熵法，改进的压缩恢复法，频谱外推法)等等，一系列的图像重建算法，实质上是求线性减弱系数μ值的分布图像。这种基于射线透射吸收原理的CT机的图像重建，须在算法中作大量散射修正和各种伪影修正；为减少图像伪影，此方法还必须配备价格昂贵的精密扫描定位床，其旋转中心需要与被检测物的质心精确重合(即笛卡尔坐标系转换为极坐标系时，坐标原点严格保持不变)，操作条件苛刻、成本过高；为提高图像质量，还需要增加射线源和探测器阵列围绕人体所作旋转扫描的次数及单次扫描的时间，扫描剂量大、时间长，易影响人体健康；此方法中大剂量旋转扫描会产生大量数据，计算机运算量大，图像重建速度慢。
发明内容
本发明针对国内外现有基于射线透射吸收原理的CT机的图像重建方法须在算法中作大量散射修正和各种伪影修正，操作条件苛刻、成本过高，所需扫描次数多、时间长，运算量大、图像重建速度慢等不足，提供一种医学CT机的图像重建方法，以康普顿背散射扫描原理为依据，不须作散射修正和各种伪影修正且对环境设备等应用条件要求较低，数学计算简单，扫描成像迅速，图像质量好且保真度高。本发明还涉及一种基于康普顿背散射扫描的医学CT机的图像重建系统。
本发明的技术方案如下：
一种基于康普顿背散射扫描的医学CT机的图像重建方法，是在被测目标一侧的X射线源发射的X射线经被测目标后的背散射光被同侧的探测器接收并转换为背散射光能量值输出，并基于康普顿背散射微分截面算法以及X射线源的发射强度和探测器输出的背散射光能量值进行校准计算得到校准系数，再利用计算得到的校准系数以及测量实际环境条件下的X射线经被测目标后的背散射的光子数并结合线性减弱系数与被测目标电子密度的正比例关系计算得到线性减弱系数，然后以X射线经被测目标另一侧的透射测量结果为基准确定深度修正因子并根据确定的所述深度修正因子对线性减弱系数进行深度修正，在深度修正后再基于坐标重建线性减弱系数的分布图像以实现图像重建。
所述基于康普顿背散射扫描的医学CT机的图像重建方法包括以下步骤：
第一步骤：将X射线源与探测器设置于被测目标的同一侧，将一透射测量装置放置在被测目标另一侧与X射线源相对位置，准备测量环境，X射线源发射X射线，探测器接收X射线经被测目标后的背散射光并将其转换为背散射光能量值输出，透射测量装置测量X射线经被测目标后的透射光并将其转换为透射光能量值输出；
第二步骤：测量或设定X射线源的发射强度和背散射角度，结合第一步骤探测器输出的背散射光能量值，基于康普顿背散射微分截面算法进行校准计算得到校准系数；
第三步骤：根据康普顿背散射扫描原理，建立X射线经被测目标发生背散射的光子数与被测目标电子密度的函数关系，所述函数关系也与校准系数相关联，通过测量实际环境条件下的X射线经被测目标后的背散射的光子数并结合第二步骤计算得到的校准系数，获得被测目标电子密度；
第四步骤：根据康普顿背散射原理中X射线经被测目标后的背散射的线性减弱系数与被测目标电子密度之间的正比例关系，经数字化因子求得正比例系数，获得线性减弱系数；
第五步骤：以透射测量装置输出的透射光能量值为基准确定深度修正因子，并根据确定的所述深度修正因子对获得的被测目标电子密度与线性减弱系数做深度修正，以减小检测深度增大时误差累积传播的影响；
第六步骤：根据第五步骤深度修正结果，基于二维或三维坐标重建线性减弱系数的分布图像以实现图像重建。
在第二步骤中，优选采用背散射角度为135°进行计算。
在第三步骤中，根据康普顿背散射扫描原理，建立的函数关系为：X射线经被测目标发生背散射的光子数是涉及校准系数、X射线入射至被测目标的线性减弱系数、X射线至被测目标后的背散射的线性减弱系数以及被测目标电子密度的乘积。
进一步地，第三步骤中被测目标电子密度按列按体元顺序来逐一进行计算，得到的被测目标电子密度表现形式为整个电子密度矩阵；第四步骤中的线性减弱系数按体元逐一进行计算，得到的线性减弱系数表现形式为整个线性减弱系数矩阵；第五步骤中的被测目标电子密度与线性减弱系数的深度修正按列按体元顺序来逐一修正。
还可以是，第三步骤中被测目标电子密度按行按体元顺序来逐一进行计算，得到的被测目标电子密度表现形式为整个电子密度矩阵；第四步骤中的线性减弱系数按体元逐一进行计算，得到的线性减弱系数表现形式为整个线性减弱系数矩阵；第五步骤中的被测目标电子密度与线性减弱系数的深度修正按行按体元顺序来逐一修正。
进一步地，第五步骤中以透射测量装置输出的透射光能量值中某一列体元的电子密度之和为基准结合X射线经被测目标后的背散射的相同列体元电子密度之和进行计算确定深度修正因子。
一种基于康普顿背散射扫描的医学CT机的图像重建系统，包括用于设置于被测目标同侧的X射线源和探测器以及设置于被测目标另一侧的透射测量装置，还包括采集计算机，所述透射测量装置与X射线源相对设置，所述探测器和透射测量装置均与采集计算机相连，
X射线源发射X射线经被测目标后的背散射光被探测器接收并转换为背散射光能量值输出至采集计算机，透射测量装置测量X射线经被测目标后的透射光并转换为透射光能量值输出至采集计算机；
采集计算机基于康普顿背散射微分截面算法以及X射线源的发射强度和接收的背散射光能量值进行校准计算得到校准系数，再利用计算得到的校准系数以及测量的实际环境条件下的X射线经被测目标后的背散射的光子数并结合线性减弱系数与被测目标电子密度的正比例关系计算得到线性减弱系数，然后以接收的透射光能量值为基准确定深度修正因子并根据确定的所述深度修正因子对线性减弱系数进行深度修正，在深度修正后再基于坐标重建线性减弱系数的分布图像以实现图像重建。
采集计算机按体元且按列或行顺序来逐一进行计算被测目标电子密度，得到的被测目标电子密度表现形式为整个电子密度矩阵；并且按体元逐一进行计算线性减弱系数，得到的线性减弱系数表现形式为整个线性减弱系数矩阵；以及按体元且按列或行顺序来逐一深度修正被测目标电子密度与线性减弱系数。
采集计算机是测量或设定X射线源的发射强度和背散射角度，结合接收的背散射光能量值，基于康普顿背散射微分截面算法进行校准计算得到校准系数，其中，采用背散射角度为135°；
和/或，采集计算机以透射测量装置输出的透射光能量值中某一列体元的电子密度之和为基准结合探测器输出的背散射光能量值中相同列体元电子密度之和进行计算确定深度修正因子。
本发明的有益效果如下：
本发明基于康普顿背散射扫描的医学CT机的图像重建方法，其基于射线的康普顿背散射扫描(Compton Backscatter Scanning，CBS)原理，其实质可理解为是医学CBS—CT机的图像重建方法，在被测目标(如被测物体、被测模型、或人体被测部位)的同一侧进行X射线扫描和背散射的测量，基于康普顿背散射微分截面算法进行校准计算得到校准系数后，并测量实际环境条件下的X射线经被测目标后的背散射的光子数进一步计算得到线性减弱系数，该线性减弱系数为X射线经被测目标发生背散射的康普顿效应占主要的能量区域内的总线性减弱系数，也称为康普顿线性减弱系数，并非如现有的医学CT机基于射线透射原理进行图形重建的算法，即本发明并不进行雷当变换，并非假想图像将二维积分方程转换为线性代数方程组，这就彻底避免了采用价格昂贵的精密扫描定位床来确保旋转中心与质心精确重合以减少图像伪影并且还要进一步在透射原理进行图形重建的算法中作大量散射修正和各种伪影修正的问题，本发明基于康普顿背散射扫描原理，在被测目标另一侧进行的透射测量结果仅作为深度修正因子的确定基准，用于对康普顿线性减弱系数做深度修正，在深度修正后再基于坐标重建线性减弱系数的分布图像以实现图像重建，即本发明是基于直接物理测量，得到的是真实的图像，无需旋转扫描，也解决了现有技术采用射线源和探测器须围绕被测目标作大量旋转扫描从而产生大量数据导致采集计算机运算量大的问题，不要求精密扫描定位床，操作条件简单易达，对于多种环境下的测量均能获得图像结果，节约了医学成本，康普顿背散射扫描原理的应用，大大减少了对人体的扫描剂量，避免其受到射线伤害，且此方法计算机运算量小，图像重建迅速，更主要的是本发明方法重建的分布图像，无需做散射修正和各种伪影修正，仅需做深度修正，图像保真度高、清晰直观，能够为诊断提供更加准确客观的诊断依据。
本发明还涉及一种基于康普顿背散射扫描的医学CT机的图像重建系统，其与本发明上述基于康普顿背散射扫描的医学CT机的图像重建方法相对应，可理解为是实现上述图像重建方法的系统，包括在被测目标同侧设置的X射线源和探测器以及另一侧设置的透射测量装置，以及与探测器和透射测量装置均相连的采集计算机，采集计算机具有特定工作原理，是基于康普顿背散射微分截面算法进行校准计算得到校准系数，再基于康普顿背散射扫描原理下的特定计算处理得到线性减弱系数，以接收的透射光能量值为基准确定深度修正因子进而对康普顿效应的线性减弱系数进行深度修正，在深度修正后再基于坐标重建线性减弱系数的分布图像以实现图像重建。该图像重建系统解决了现有的医学CT机基于射线透射吸收原理的图像重建系统须在算法中作大量散射修正和各种伪影修正，操作条件苛刻、成本过高，所需扫描次数多、时间长，运算量大、图像重建速度慢等问题，通过特定位置设置各组件且各组件协同工作，形成背散射角度，以康普顿背散射扫描原理为依据，不须作散射修正和各种伪影修正且对环境设备等应用条件要求较低，还具备数学计算简单，扫描成像迅速，图像质量好且保真度高等优点。
附图说明
图1是本发明基于康普顿背散射扫描的医学CT机的图像重建方法和系统的背散射扫描原理示意图。
图2是本发明基于康普顿背散射扫描的医学CT机的图像重建方法的优选流程图。
图3是本发明基于康普顿背散射扫描的医学CT机的图像重建的方法中数据转换的优选流程图。
具体实施方式
下面结合附图对本发明进行说明。
本发明涉及基于康普顿背散射扫描的医学CT机的图像重建方法，该方法基于射线的康普顿背散射扫描(Compton Backscatter Scanning，CBS)原理，其实质可理解为是医学CBS—CT机的图像重建方法，在被测目标一侧的X射线源发射的X射线经被测目标后的背散射光被同侧的探测器接收并转换为背散射光能量值输出，即在被测目标(如被测物体、被测模型、或人体被测部位)的同一侧进行X射线扫描和背散射的测量，并基于康普顿背散射微分截面算法以及X射线源的发射强度和探测器输出的背散射光能量值进行校准计算得到校准系数，再利用计算得到的校准系数以及测量实际环境条件下的X射线经被测目标后的背散射的光子数并结合线性减弱系数与被测目标电子密度的正比例关系计算得到线性减弱系数，该线性减弱系数为X射线经被测目标发生背散射的康普顿效应占主要的能量区域内的总线性减弱系数，也称为康普顿线性减弱系数，然后以X射线经被测目标另一侧的透射测量结果为基准确定深度修正因子并根据确定的所述深度修正因子对线性减弱系数进行深度修正，在深度修正后再基于坐标重建线性减弱系数的分布图像以实现图像重建。本发明并非如现有的医学CT机基于射线透射原理进行图形重建的算法，即本发明并不进行雷当变换，并非假想图像将二维积分方程转换为线性代数方程组，这就彻底避免了采用价格昂贵的精密扫描定位床来确保旋转中心与质心精确重合以减少图像伪影并且还要进一步在透射原理进行图形重建的算法中作大量散射修正和各种伪影修正的问题，而且本发明基于康普顿背散射扫描原理，在被测目标另一侧进行的透射测量结果仅作为深度修正因子的确定基准，用于对康普顿线性减弱系数做深度修正，在深度修正后再基于坐标重建线性减弱系数的分布图像以实现图像重建，即本发明是基于直接物理测量，得到的是真实的图像，无需旋转扫描，也解决了现有技术采用射线源和探测器须围绕被测目标作大量旋转扫描从而产生大量数据导致采集计算机运算量大的问题。
以下结合图1所示扫描原理及图2所示的优选流程图，详细说明本发明所述的基于康普顿背散射扫描的医学CT机的图像重建方法。
第一步骤：将X射线源与探测器设置于被测目标的同一侧，可将一透射测量装置放置在被测目标另一侧与X射线源相对位置，准备测量环境，X射线源发射X射线，探测器接收X射线经被测目标后的背散射光并将其转换为背散射光能量值输出，透射测量装置测量X射线经被测目标后的透射光并将其转换为透射光能量值输出，将X射线源与探测器设置于被测目标的同一侧形成背散射角度即可实现康普顿背散射，摆脱了传统精密扫描定位床与旋转扫描的工作模式，简单易行，方便灵活，提高了工作效率。
第二步骤：测量或设定X射线源的发射强度和背散射角度，结合第一步骤探测器输出的背散射光能量值，基于康普顿背散射微分截面算法进行校准计算得到校准系数。
具体地，设定X射线源的发射强度为n0，优选采用背散射角度为θi＝135°，将背散射扫描的被测目标的断面看成是一个体元二维阵列，假设其每个体元都有均匀的电子密度ne(i,j)，仅考虑单次背散射，体元取正方体，并且体元足够小，不考虑其自减弱影响，扫描原理示意图如图1所示，基于康普顿背散射微分截面算法进行校准计算得到校准系数C，其计算公式如下：
其中，C表示校准系数；S0表示X射线源的发射强度，即单位时间发射的光子数；G表示几何因子；ΔV表示前后准直器聚焦体积；表示科学家克莱恩-尼基纳根据康普顿背散射(非相干散射)原理给出的散射角度为θi非相干散射微分截面。
引入具体值，即：
其中，n0为X射线源的发射强度的具体值；ΔΩ为小的立体角，也是几何因子的具体值；ΔA为前后准直器聚焦面积；ΔZ为前后准直器聚焦高度；为背散射角度为135°的非相干散射微分截面。
第三步骤：根据康普顿背散射扫描原理，建立X射线经被测目标发生背散射的光子数与被测目标电子密度的函数关系，所述函数关系也与校准系数相关联，通过测量实际环境条件(含有噪声干扰且产生多次散射)下的X射线经被测目标后的背散射的光子数并结合第二步骤计算得到的校准系数，获得被测目标电子密度；
具体地，根据康普顿背散射扫描原理，优选建立的函数关系为：X射线经被测目标发生背散射的光子数是涉及校准系数、X射线入射至被测目标的线性减弱系数、X射线至被测目标后的背散射的线性减弱系数以及被测目标电子密度的乘积，即关系式(3)：
ns＝C·f(E0)·f(E1)·ne(3)
其中，ns表示X射线经被测目标发生背散射的光子数；C表示校准系数；f(E0)表示能量值为E0的X射线入射至被测目标的线性减弱系数；f(E1)表示X射线至被测目标后的背散射的能量值为E1的线性减弱系数；ne表示被测目标电子密度，单位为：个/cm3。
表示成矩阵形式，即为关系式(4)：
[ns]＝[A][ne] (4)
其中，矩阵[A]称为投影算子，其每一个元素为aij：
aij＝C·f(E0)·f(E1) (5)
结合第二步骤获得的校准系数C，计算可得：
经过线性代数逆运算，再通过测量实际环境条件(含有噪声干扰且产生多次散射)下的X射线经被测目标后的背散射的光子数，并结合第二步骤计算得到的校准系数，获得被测目标电子密度，本发明方法按列按体元顺序来逐一进行计算，得到的被测目标电子密度表现形式为整个电子密度矩阵，具体计算过程如下：
由线性代数逆运算规则可得：
[ne]＝[A(ne)]-1[ns] (7)
本实施例详细采用按列按体元顺序来逐一进行计算电子密度，并设定X射线源入射束初始能量值为E0，X射线至被测目标后的背散射束的能量值为E1。
对于第i行第j列的体元，首先建立X射线经体元(i,j)发生背散射的光子数ns(i,j)与体元(i,j)电子密度ne(i,j)的函数关系：
ns(i,j)＝C·f(E0)·f(E1)·ne(i,j) (8)
其中，C表示校准系数；f(E0)表示能量为E0的X射线入射至被测目标的线性减弱系数；f(E1)表示X射线至被测目标后的背散射的能量值为E1的线性减弱系数。
又由本领域公知技术已知：
其中μ0(i,j)为能量为E0的X射线入射至体元(i,j)的线性减弱系数；μ1(i+k,j-k)为X射线至体元(i,j)的背散射的能量值为E1的线性减弱系数。
且其中，k′＝j-1,当背散射射线通过第1列出射时，k＝1，2，…，k或k′＝m-i,当背散射射线通过第m列出射时，i＝1，2，…，i-1。
表示成矩阵形式，有线性代数逆运算规则可得体元电子密度矩阵表达式(11)，再结合第二步骤求得的校准系数C，从而计算出每个体元的电子密度ne(i,j)，最后组成整个电子密度矩阵[ne(i,j)]，即为被测目标电子密度。
[ne(i,j)]＝[A]-1[ns(i,j)] (11)
其中，[ns(i,j)]表示X射线经体元(i,j)发生背散射的光子数；矩阵[A]是投影算子，其每一个元素aij为：
计算整理后可得：
对于第1列第1行的体元(1,1)，体元足够小，忽略其自减弱的影响，得其电子密度：
对于第1列其余体元的电子密度ne(i,1)，要考虑初级束减弱，得：
对于第2列的每个体元可以做类似处理，要考虑初级束和次级束的减弱，得：
依此类推处理所有列，直至构成整个电子密度矩阵[ne(i,j)]，也即获得被测目标电子密度。
当然，被测目标电子密度还可以按行按体元顺序来逐一进行计算，同样能够得到的被测目标电子密度表现形式为整个电子密度矩阵。
此外，需要说明的是，该第三步骤获得的被测目标电子密度(或者说是整个电子密度矩阵)中，除了第1列第1行的体元(1,1)的电子密度ne(1,1)为确定值外，其它体元(i,j)的电子密度ne(i,j)均表示为涉及线性减弱系数μ0(i,j)或μ1(i+k,j-k)的表达式。
第四步骤：根据康普顿背散射原理中X射线经被测目标后的背散射的线性减弱系数与被测目标电子密度之间的正比例关系，经数字化因子求得正比例系数σ，获得被测目标线性减弱系数，并且优选线性减弱系数也按体元逐一进行计算，得到的线性减弱系数表现形式为整个线性减弱系数矩阵。
具体地，由康普顿背散射原理、克莱恩-尼基纳科学家研究理论及相关推导可得，被测目标线性减弱系数、数字化因子、被测目标电子密度及散射角为θi非相干散射微分截面的近似关系式，如下式(17)：
同理，针对于体元(i,j)，则式(17)的近似关系变换为如下式(18)：
又，本领域已知，数字化因子与背散射角度有关，当背散射角度为135°时，数字化因子结果如下式(19)：
故由式(17)或式(18)再结合式(19)的数字化因子，计算可得能量值为E0的X射线入射至被测目标的线性减弱系数与被测目标电子密度之间的正比例系数σ(E0)，以及X射线经被测目标后的背散射的能量值为E1的线性减弱系数与被测目标电子密度之间的正比例系数σ(E1)，如下式(20)、式(21)：
其中，表示背散射角度为135°的非相干散射微分截面。
再按体元逐一进行计算各个体元的线性减弱系数，直至形成整个线性减弱系数矩阵，也即获得被测目标线性减弱系数。
对于第1列第1行的体元(1,1)，计算并获得其线性减弱系数：
其中μ0(1,1)为能量为E0的X射线入射至体元(1,1)的线性减弱系数；μ1(1,1)为X射线至体元(1,1)的背散射的能量值为E1的线性减弱系数。分别结合第三步骤中的式(14)的ne(1,1)计算结果能够直接获得式(22)和(23)的μ0(1,1)和μ1(1,1)。
对于第1列第2行的体元(2,1)，计算并获得其线性减弱系数：
式(24)和(25)在计算时均结合第三步骤中的式(15)在第1列第2行时的ne(2,1)的计算结果，又由于ne(2,1)为涉及μ0(1,1)的表达式，故再结合式(22)即可最终直接得出μ0(2,1)和μ1(2,1)的确定值。
对于第1列第3行的体元(3,1)，计算并获得其线性减弱系数：
式(26)和(27)在计算时均结合第三步骤中的式(15)在第1列第3行时的ne(3,1)的计算结果，又由于ne(3,1)为涉及μ0(1,1)和μ0(2,1)的表达式，故再结合式(22)和式(24)即可最终直接得出μ0(3,1)和μ1(3,1)的确定值。
对于第2列第1行的体元(1,2)，计算并获得其线性减弱系数：
式(28)和(29)在计算时均结合第三步骤中的式(16)在第2列第1行时的ne(1,2)的计算结果，又由于ne(1,2)为涉及μ1(2,1)的表达式，故再结合式(25)即可最终直接得出μ0(1,2)和μ1(1,2)的确定值。
依此类推，处理所有体元，直至构成整个线性减弱系数矩阵，即得到被测目标的线性减弱系数。
特别说明的是，线性减弱系数按体元逐一进行计算，每个线性减弱系数的计算均依赖于相邻的前一个体元相应的线性减弱系数的计算结果得出，可以按列按体元逐一进行计算，也可以按行按体元逐一进行计算，计算过程原理一样，产生的效果一样。
第五步骤：以透射测量装置输出的透射光能量值为基准确定深度修正因子，并根据确定的所述深度修正因子对获得的被测目标电子密度与线性减弱系数做深度修正，以减小检测深度增大时误差累积传播的影响，被测目标电子密度与线性减弱系数的深度修正可优选按列按体元顺序来逐一修正。
由第三步骤可知，通过散射测量得到的体元(i,j)的电子密度为ne(i,j)，再标记通过透射测量装置测量得出的体元(i,j)的电子密度记为ne(i,j)|T。
具体地，以透射测量装置输出的透射光能量值为基准确定深度修正因子优选以透射测量装置输出的透射光能量值中某一列体元的电子密度之和为基准结合X射线经被测目标后的背散射的相同列体元电子密度之和进行计算确定深度修正因子。
类比式(9)，可以得到通过透射测量装置得到能量为E0的入射束经过第一列所有体元的线性减弱系数之和f(j)如下式(30)：
对式(30)两边取对数，并结合式(17)至式(21)，整理可以得到下式(31)：
因此，以透射测量装置输出的透射光能量值中第一列体元的电子密度之和为基准，即以第1列体元的电子密度之和为为基准，根据第三步骤中式(13)至式(16)的散射测量结果可以得出第1列体元电子密度之和为如下式(32)：
进而由式(31)、式(32)计算并确定深度修正因子Δ，计算式如下(33)：
进一步，为了减小检测深度增大时误差累积传播的影响，根据式(33)确定的深度修正因子对获得的被测目标电子密度与线性减弱系数做深度修正，优选采用按列按体元的顺序来逐一修正：
对于第一列体元电子密度，修正后为：
n′e(i,1)＝(1+Δ)ne(i,1) (34)
其中，n′e(i,1)为修正后的第一列体元的电子密度。
同理，继续处理其他列所有体元，直至构成整个电子密度矩阵，即获得修正后的整个被测目标的电子密度。
对于第一列体元的线性减弱系数，修正后为：
μ′0(i,1)＝σ(E0)·n′e(i,1)＝(1+Δ)σ(E0)·ne(i,1) (35)
其中，μ′0(i,1)为修正后的能量为E0的X射线入射至第一列体元的线性减弱系数。
μ′1(i,1)＝σ(E1)·n′e(i,1)＝(1+Δ)σ(E1)·ne(i,1) (36)
其中，μ′1(i,1)为修正后的X射线至第一列体元(1,1)的背散射的能量值为E1的线性减弱系数。
同理，继续处理其他列所有体元，直至构成整个线性减弱系数矩阵，即获得修正后的被测目标的线性减弱系数。
当然，第五步骤中的被测目标电子密度与线性减弱系数的深度修正还可以按行按体元顺序来逐一修正。
第六步骤：根据第五步骤深度修正结果，基于二维或三维坐标重建线性减弱系数的分布图像以实现图像重建。图像重建后可输出显示，重建的图像实质为深度修正后的图像，并可进一步将数据处理为BMP格式进行存盘。
本发明基于康普顿背散射扫描的医学CT机的图像重建方法不要求精密扫描定位床，操作条件简单易达，对于多种环境下的测量均能获得图像结果，节约了医学成本，并且康普顿背散射扫描原理的应用，大大减少了对人体的扫描剂量，避免其受到射线伤害，且此方法计算机运算量小，图像重建迅速，更主要的是本发明方法重建的分布图像，无需做散射修正和各种伪影修正，仅需做深度修正，图像保真度高、清晰直观，能够为诊断提供更加准确客观的诊断依据。
本发明还涉及基于康普顿背散射扫描的医学CT机的图像重建系统，其与本发明上述图像重建方法相对应，可理解成是实现上述图像重建方法的系统，包括用于设置于被测目标同侧的X射线源和探测器以及设置于被测目标另一侧的透射测量装置，还包括采集计算机，透射测量装置与X射线源相对设置，探测器和透射测量装置均与采集计算机相连，X射线源发射X射线经被测目标后的背散射光被探测器接收并转换为背散射光能量值输出至采集计算机，所述透射测量装置测量X射线经被测目标后的透射光并转换为透射光能量值输出至采集计算机，采集计算机基于康普顿背散射微分截面算法以及X射线源的发射强度和接收的背散射光能量值进行校准计算得到校准系数，再利用计算得到的校准系数以及测量的实际环境条件下的X射线经被测目标后的背散射的光子数并结合线性减弱系数与被测目标电子密度的正比例关系计算得到线性减弱系数，然后以接收的透射光能量值为基准确定深度修正因子并根据确定的所述深度修正因子对线性减弱系数进行深度修正，在深度修正后再基于坐标重建线性减弱系数的分布图像以实现图像重建。该图像重建系统通过特定位置设置各组件且各组件协同工作，形成特定的背散射角度，以康普顿背散射扫描原理为依据，不须作散射修正和各种伪影修正且对环境设备等应用条件要求较低，还具备数学计算简单，扫描成像迅速，图像质量好且保真度高等优点，有效解决了现有的医学CT机基于射线透射吸收原理的图像重建系统须在算法中作大量散射修正和各种伪影修正，操作条件苛刻、成本过高，所需扫描次数多、时间长，运算量大、图像重建速度慢等问题。
参考图1所示原理，采集计算机可以按体元且按列(或行)顺序来逐一进行计算被测目标电子密度，得到的被测目标电子密度表现形式为整个电子密度矩阵；并且按体元逐一进行计算线性减弱系数，得到的线性减弱系数表现形式为整个线性减弱系数矩阵；以及按体元且按列(或行)顺序来逐一深度修正被测目标电子密度与线性减弱系数，且采集计算机是测量或设定X射线源的发射强度和背散射角度，结合接收的背散射光能量值，基于康普顿背散射微分截面算法进行校准计算得到校准系数，优选采用背散射角度为135°。
优选地，所述采集计算机以透射测量装置输出的透射光能量值中某一列体元的电子密度之和为基准结合探测器输出的背散射光能量值中相同列体元电子密度之和进行计算确定深度修正因子。
优选地，显示修正后的图像后，图像重建系统还会将数据处理为BMP格式进行存盘。
进一步地，本发明基于康普顿背散射扫描的医学CT机的图像重建的方法中数据转换的优选流程图如图3所示，首先是测量装置采集光信号并转换成光能量值，进一步需要设定成像基本参数信息及需要额外借助采集被测对象(被测目标的主体人)的个人信息，由此获得多项RAW格式的原始数据，原始数据经过图像重建的方法中对应的前五个步骤也即相当于对原始数据进行预处理过程生成灰度级数据，再通过第六步骤基于二维或三维坐标重建灰度级物理图像并显示，但此时的灰度级图像通常表现为工控状态的物理图像，为非医学格式，往往不能轻易被医学人员读懂，所以需要进一步转换处理，可理解为执行第七步骤，转换处理过程中还需要根据设定的精准参数进行精准标定，具体可以表现为灰度级数据根据DICOM标准(医学影像国际标准)的转换计算规则并结合精准标定结果，转换生成DICOM3.0格式的CT值数据，形成序列，并基于二维坐标重建为符合DICOM标准的二维医学影像，进而可以打印二维医学影像或者根据二维医学影像重建出三维医学影像并显示出来供医者观察，详细的数据转换和进一步医学影像的建立能够为医者提供精准的、立体的诊断依据，有效地提高了诊断结果精确性、准确性。
为了对本发明基于康普顿背散射扫描的医学CT机的图像重建的方法进行详细介绍，下面将方法步骤结合其数据转换的优选流程图做进一步的说明，第一步骤中的测量装置采集光信号并转换成光能量值输出，测量装置包括探测器、透射测量装置，其中探测器接收X射线经被测目标后的背散射光的光信号并将其转换为背散射光能量值输出，透射测量装置测量X射线经被测目标后的透射光的光信号并将其转换为透射光能量值输出，进一步优选在第二步骤中设定成像基本参数信息，成像基本参数信息通常涵盖X射线源的工作电压电流、X射线源的曝光时间、X射线源发射强度、背散射角度等，还可以额外借助辅助输入设备采集被测对象(被测目标的主体人)的个人信息，个人信息比如年龄、性别、身高、体重、病史、症状等，由此获得多项RAW格式的原始数据，原始数据经过图像重建的方法中对应的前五个步骤也即相当于对原始数据进行预处理过程生成灰度级数据，再通过第六步骤基于二维或三维坐标重建灰度级物理图像并显示，但此时的灰度级图像通常表现为工控状态的物理图像，为非医学格式，往往不能轻易被医学人员读懂，所以可以进一步转换处理，可理解为执行第七步骤，转换处理过程中可以根据设定的精准参数进行精准标定，具体可以表现为灰度级数据根据DICOM标准(医学影像国际标准)的转换计算规则并结合精准标定结果，转换生成DICOM3.0格式的CT值数据，形成序列，并基于二维坐标重建为符合DICOM标准的二维医学影像，进而可以打印二维医学影像或者根据二维医学影像重建出三维医学影像并显示出来供医者观察，为医者提供精准的、立体的诊断依据。
进一步地，采集被测对象的个人信息，具体来源可以是医务工作人员通过辅助输入设备向采集计算机录入其病人信息表的个人信息，也可以是利用现有的扫描技术对病人信息表或病历的条码进行扫描获取个人信息，采集被测对象的个人信息能够结合被测对象个人信息特征进行数据处理，也能在获得扫描测量结果后明确扫描测量结果匹配到每个被测对象，实现诊断精确化，使得被测对象能快速获取自己的扫描测量结果，了解自己的身体情况。
进一步地，精准参数的依据是建立在大量实验基础上获得的工作参数表单，表单里的工作参数可以包括X射线机的射线剂量、发射强度、工作电压电流以及背散射角度、前后准直器聚焦体积、数据格式标准等，取最优工作状态的工作参数作为精准参数，也即作为对数据转换过程进行精准标定的依据，精准标定的实现，能够明显提高本发明的扫描测量精确度，提高测量结果准确性。
进一步地，三维医学影像的重建可以由专门的医学影像工作站实现，即将符合DICOM标准的二维医学影像数据传输至医学影像工作站，医学影像工作站根据二维医学影像重建三维医学影像并显示出来以供医务人员查阅。
对于本发明基于康普顿背散射扫描的医学CT机的图像重建系统，包括探测器、透射测量装置、采集计算机，所述探测器和透射测量装置均与采集计算机相连，更进一步地，其可以连接有辅助输入设备，用于采集被测对象的个人信息，并且其采集计算机内部还可以包括精准标定模块，所述探测器接收X射线经被测目标后的背散射光的光信号并转换为背散射光能量值输出至采集计算机，所述透射测量装置测量X射线经被测目标后的透射光的光信号并转换为透射光能量值输出至采集计算机，输入设备采集被测对象的个人信息也传输至采集计算机，设定的成像基本参数信息数据也进入到采集计算机，也即采集计算机获得多项RAW格式的原始数据，原始数据经过图像重建系统中的相应工作也即相当于图像重建系统对原始数据进行预处理生成灰度级数据，再基于二维或三维坐标重建灰度级物理图像并显示，进而进行进一步转换处理，灰度级数据根据DICOM标准(医学影像国际标准)的转换计算规则并结合精准标定模块根据设定的精准参数进行的精准标定的结果，转换生成DICOM3.0格式的CT值数据，形成序列，并基于二维坐标重建为符合DICOM标准的二维医学影像，进而可以打印二维医学影像或者根据二维医学影像重建出三维医学影像并显示出来供医者观察，为医者提供精准的、立体的诊断依据。
进一步地，本发明基于康普顿背散射扫描的医学CT机的图像重建系统通过采集计算机与专门的医学影像工作站建立连接，所述符合DICOM标准的二维医学影像数据通过采集计算机传输至医学影像工作站，医学影像工作站根据二维医学影像重建三维医学影像并显示出来以供医务人员查阅。
应当指出，以上所述具体实施方式可以使本领域的技术人员更全面地理解本发明创造，但不以任何方式限制本发明创造。因此，尽管本说明书参照附图和实施例对本发明创造已进行了详细的说明，但是，本领域技术人员应当理解，仍然可以对本发明创造进行修改或者等同替换，总之，一切不脱离本发明创造的精神和范围的技术方案及其改进，其均应涵盖在本发明创造专利的保护范围当中。
Claims (10)
1.一种基于康普顿背散射扫描的医学CT机的图像重建方法，其特征在于，是在被测目标一侧的X射线源发射的X射线经被测目标后的背散射光被同侧的探测器接收并转换为背散射光能量值输出，并基于康普顿背散射微分截面算法以及X射线源的发射强度和探测器输出的背散射光能量值进行校准计算得到校准系数，再利用计算得到的校准系数以及测量实际环境条件下的X射线经被测目标后的背散射的光子数并结合线性减弱系数与被测目标电子密度的正比例关系计算得到线性减弱系数，然后以X射线经被测目标另一侧的透射测量结果为基准确定深度修正因子并根据确定的所述深度修正因子对线性减弱系数进行深度修正，在深度修正后再基于坐标重建线性减弱系数的分布图像以实现图像重建。
2.根据权利要求1所述的图像重建方法，其特征在于，所述方法包括以下步骤：
第一步骤：将X射线源与探测器设置于被测目标的同一侧，将一透射测量装置放置在被测目标另一侧与X射线源相对位置，准备测量环境，X射线源发射X射线，探测器接收X射线经被测目标后的背散射光并将其转换为背散射光能量值输出，透射测量装置测量X射线经被测目标后的透射光并将其转换为透射光能量值输出；
第二步骤：测量或设定X射线源的发射强度和背散射角度，结合第一步骤探测器输出的背散射光能量值，基于康普顿背散射微分截面算法进行校准计算得到校准系数；
第三步骤：根据康普顿背散射扫描原理，建立X射线经被测目标发生背散射的光子数与被测目标电子密度的函数关系，所述函数关系也与校准系数相关联，通过测量实际环境条件下的X射线经被测目标后的背散射的光子数并结合第二步骤计算得到的校准系数，获得被测目标电子密度；
第四步骤：根据康普顿背散射原理中X射线经被测目标后的背散射的线性减弱系数与被测目标电子密度之间的正比例关系，经数字化因子求得正比例系数，获得线性减弱系数；
第五步骤：以透射测量装置输出的透射光能量值为基准确定深度修正因子，并根据确定的所述深度修正因子对获得的被测目标电子密度与线性减弱系数做深度修正，以减小检测深度增大时误差累积传播的影响；
第六步骤：根据第五步骤深度修正结果，基于二维或三维坐标重建线性减弱系数的分布图像以实现图像重建。
3.根据权利要求2所述的图像重建方法，其特征在于，在所述第二步骤中，采用背散射角度为135°进行计算。
4.根据权利要求2或3所述的图像重建方法，其特征在于，在所述第三步骤中，根据康普顿背散射扫描原理，建立的函数关系为：X射线经被测目标发生背散射的光子数是涉及校准系数、X射线入射至被测目标的线性减弱系数、X射线至被测目标后的背散射的线性减弱系数以及被测目标电子密度的乘积。
5.根据权利要求4所述的图像重建方法，其特征在于，第三步骤中被测目标电子密度按列按体元顺序来逐一进行计算，得到的被测目标电子密度表现形式为整个电子密度矩阵；第四步骤中的线性减弱系数按体元逐一进行计算，得到的线性减弱系数表现形式为整个线性减弱系数矩阵；第五步骤中的被测目标电子密度与线性减弱系数的深度修正按列按体元顺序来逐一修正。
6.根据权利要求4所述的图像重建方法，其特征在于，第三步骤中被测目标电子密度按行按体元顺序来逐一进行计算，得到的被测目标电子密度表现形式为整个电子密度矩阵；第四步骤中的线性减弱系数按体元逐一进行计算，得到的线性减弱系数表现形式为整个线性减弱系数矩阵；第五步骤中的被测目标电子密度与线性减弱系数的深度修正按行按体元顺序来逐一修正。
7.根据权利要求5所述的图像重建方法，其特征在于，所述第五步骤中以透射测量装置输出的透射光能量值中某一列体元的电子密度之和为基准结合X射线经被测目标后的背散射的相同列体元电子密度之和进行计算确定深度修正因子。
8.一种基于康普顿背散射扫描的医学CT机的图像重建系统，其特征在于，包括用于设置于被测目标同侧的X射线源和探测器以及设置于被测目标另一侧的透射测量装置，还包括采集计算机，所述透射测量装置与X射线源相对设置，所述探测器和透射测量装置均与采集计算机相连，
所述X射线源发射X射线经被测目标后的背散射光被探测器接收并转换为背散射光能量值输出至采集计算机，所述透射测量装置测量X射线经被测目标后的透射光并转换为透射光能量值输出至采集计算机；
所述采集计算机基于康普顿背散射微分截面算法以及X射线源的发射强度和接收的背散射光能量值进行校准计算得到校准系数，再利用计算得到的校准系数以及测量的实际环境条件下的X射线经被测目标后的背散射的光子数并结合线性减弱系数与被测目标电子密度的正比例关系计算得到线性减弱系数，然后以接收的透射光能量值为基准确定深度修正因子并根据确定的所述深度修正因子对线性减弱系数进行深度修正，在深度修正后再基于坐标重建线性减弱系数的分布图像以实现图像重建。
9.根据权利要求8所述的图像重建系统，其特征在于，所述采集计算机按体元且按列或行顺序来逐一进行计算被测目标电子密度，得到的被测目标电子密度表现形式为整个电子密度矩阵；并且按体元逐一进行计算线性减弱系数，得到的线性减弱系数表现形式为整个线性减弱系数矩阵；以及按体元且按列或行顺序来逐一深度修正被测目标电子密度与线性减弱系数。
10.根据权利要求9所述的图像重建系统，其特征在于，所述采集计算机是测量或设定X射线源的发射强度和背散射角度，结合接收的背散射光能量值，基于康普顿背散射微分截面算法进行校准计算得到校准系数，其中，采用背散射角度为135°；
和/或，所述采集计算机以透射测量装置输出的透射光能量值中某一列体元的电子密度之和为基准结合探测器输出的背散射光能量值中相同列体元电子密度之和进行计算确定深度修正因子。
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| PB01 | Publication | ||
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| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| WD01 | Invention patent application deemed withdrawn after publication |
Application publication date: 20190903 |
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