CN111317493A - 基于多能量x射线成像单独调整生成虚拟图像数据 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及基于多能量X射线成像单独调整生成虚拟图像数据。例如，描述一种X射线成像方法、优选CT‑X射线成像方法，用于从待检查对象的检查区域生成图像数据。首先确定针对待检查对象的成像的个体成像协议。从检查区域利用第一X射线能谱获取第一X射线投影测量数据和利用第二X射线能谱获得至少一组造影剂影响的第二X射线投影测量数据。基于所确定的个体成像协议，确定具有第三平均能量、优选单个第三能量值的第三X射线能谱。随后基于获取的第一和至少第二X射线投影测量数据以及所确定的成像协议，优选重建伪单能量图像数据，该数据与第三X射线能谱、优选单个第三X射线能量值相关联。还描述了图像数据生成装置和计算机断层成像系统。
Description
技术领域
本发明涉及一种X射线成像方法，用于生成图像数据。此外，本发明涉及一种图像数据生成装置。此外，本发明涉及一种计算机断层成像系统。
背景技术
二维或三维图像数据经常借助于现代成像方法生成，这些图像数据可以用于使被成像的检查对象可视化，并且此外还可以用于其他应用。
在许多情况下，成像方法基于获取X射线，其中生成所谓的投影测量数据。例如，可以借助于计算机断层成像系统(CT-系统)来获得投影测量数据。在CT系统中，X射线源和布置在对面的X射线探测器的组合被布置在机架上，该组合通常围绕测量空间旋转，检查对象(在不限制一般性的情况下，以下大多将检查对象称为患者)位于该测量空间中。在这种情况下，旋转中心(也称为“等中心”)与所谓的系统轴z重合。在一个或多个旋转中，患者被X射线源的X射线透射，其中借助于对置的X射线探测器获取投影测量数据或X射线投影测量数据。
特别地，所生成的投影测量数据取决于X射线探测器的结构。X射线探测器通常具有多个探测单元，这些探测单元大多以规则像素阵列的形式布置。探测单元针对射到探测单元上的X射线分别生成探测信号，在特定时间点对该探测信号在X射线的强度和光谱分布方面进行分析，以得到关于检查对象的结论并且生成投影测量数据。
在CT检查中，经常会使管电压匹配于患者参数、例如患者的身高和身材，以及所计划的检查的类型。例如，可以进行不使用造影剂的自然成像，或者使用造影剂的实质器官检查或者使用造影剂的CT血管造影方法，实质器官诸如是肝脏。
尤其是在使用含碘造影剂的检查中，因为使用较低的管电压(例如80kV或100kV)替代通常的120kV，由于碘的对比度较高并且碘的对比度噪声比(CNR)较高，可以减少辐射剂量。在较低的管电压的情况下，可以使用较低的辐射剂量获得通常在120kV电压下实现的对比度噪声比。可以减少多少辐射剂量取决于检查的类型：例如，与在也不允许超过特定图像噪声的肝脏门静脉检查中相比，在只有对比度噪声比重要的CT血管造影检查中可以节省明显更多的辐射剂量。为了自动考虑这些对于用户而言复杂的关系，存在用于自动调节管电压的程序、诸如“CAREkV”，这些程序根据患者并且依赖于所计划的检查的类型以及CT仪器的技术可行性自动确定各自最佳的管电压。可替代地还可以使用类似的方法，以减少造影剂剂量或用于减少辐射剂量与调整造影剂量的组合。
在根据患者几何轮廓和所计划的检查来调整管电压时，缺点在于高管功率，在低管电压下(特别是对于较胖的患者)需要该管功率，以获得合适的对比度噪声比。因此，低管电压下的CT成像需要专门开发且昂贵的X射线源，该X射线源具有相应较高的功率。此外，CT数据组通过记录CT数据时选择管电压来确定。追溯性地不能更改图像描述。特别地，通过选择管电压所确定的(例如在吸收造影剂的器官区域及其周围环境之间的)图像对比度追溯性地不能改变。
因此，存在以下问题：提供X射线成像方法以及相应的图像数据生成装置，无论是通过X射线还是通过造影剂，该方法和该装置都能够在患者负担尽可能少的情况下提供良好的图像质量。
此目的通过根据权利要求1的用于生成图像数据的X射线成像方法、根据权利要求10的图像数据生成装置以及根据权利要求11的计算机断层成像系统来实现。
发明内容
根据本发明的X射线成像方法、优选CT-X射线成像方法用于从待检查对象的检查区域生成图像数据，在该方法中，首先确定针对待检查对象的成像的个体成像协议。在确定成像协议时，考虑由检查对象以及成像过程特定的信息。此外，基于个体成像协议，从检查区域利用第一X射线能谱获取第一X射线投影测量数据，并且利用第二X射线能谱获取至少第二X射线投影测量数据。例如，为了获取X射线投影测量数据，可以使用所谓的双能量测量方法，在该测量方法中在待检查区域的方向上发射具有不同X射线能谱的X射线，X射线被待检查区域部分吸收，并且X射线的透射部分随后被不同的探测器获取。探测器无需是光谱式的。在双源情况下或者在kV切换的情况下，即使在今天，仍使用常规的探测器，在双源方法中使用两个具有不同X射线能量的分离的X射线源，在kV切换中X射线源的电压在不同的值之间切换。在这里用不同的光谱进行记录。可替代地，光谱数据也可以用光谱式解析的探测器记录。在这里，仅记录一个频谱就足够了。在这种情况下，(与上面使用不同光谱的方法相反)在探测器上实现能量分离。但是，通常也可以将上述方法与频谱式探测器组合。
在评估获取的测量数据的上下文中，基于个体成像协议，自动确定第三X射线能谱，该第三X射线能谱具有第三平均能量、优选单个第三能量值。例如，此过程可以类似于用于调节X射线管电压的已知计算，其中可以确定成像过程的某些参数，诸如对比度噪声比、造影剂量和X射线剂量。已知了用于使X射线管电压匹配于患者体质(身高和体重)以及所计划的检查(不使用造影剂的CT检查、使用造影剂的实质器官CT检查、CT血管造影)的计算，例如可以类似于这些已知计算来确定第三平均能量。随后，基于所获取的第一和至少第二X射线投影测量数据以及所确定的图像重建参数，优选地重建伪单能量图像数据，该伪单能量图像数据与具有第三平均能量、优选单个第三能量值的第三X射线能谱相关联。
在下文中，当提及具有第三平均能量的第三X射线能谱时，应该在其中特别优选地并且总是包括特定实施例，在该实施例中，根据已知的材料分解方法基于单一能量，生成伪单能量X射线图像，则“平均”能量对应于该单一能量值。
因此，基于所获取的多光谱X射线投影测量数据，计算具有X射线光谱或第三平均能量、优选单个能量值的X射线图像作为一种混合图像，在单个能量值的情况下也称为伪单能量混合图像。有利地，依赖于个体成像协议，选择第三平均能量或单个第三能量值，使得满足成像过程以及成像结果的某些预定参数。例如，这可以包括以下规定：图像记录的图像对比度/噪声比在第三能量处的情况下特别有利。
根据本发明的图像数据生成装置具有确定单元，确定单元用于确定针对待检查对象的成像的个体成像协议。例如，这样的确定单元可以包括输入接口或数据获取接口，使用该接口接收与检查对象、例如患者相关联的数据以及关于要应用的成像类型的数据，这些数据由操作者提供或者来自数据库。然后，这些数据被确定单元用于创建个体成像协议。
此外，根据本发明的图像数据生成装置包括驱控单元，该驱控单元用于驱控CT系统的一个或多个X射线源，使得生成具有第一X射线能谱的平均能量的X射线和具有第二X射线能谱的平均能量的X射线。
此外，控制单元也是根据本发明的图像数据生成装置的部件，该控制单元用于驱控CT系统的一个或多个X射线源，使得分别以第一平均能量和第二平均能量生成具有第一X射线能谱和第二X射线能谱的X射线。这两个能量值可以是预设的标准值。
此外，根据本发明的图像数据生成装置包括投影测量数据获取单元，该投影测量数据获取单元用于从检查对象的检查区域利用第一X射线能谱获取第一X射线投影测量数据，并且利用第二X射线能谱获取第二X射线投影测量数据。
此外，根据本发明的图像数据生成装置包括能谱确定单元，该能谱确定单元用于基于由确定单元所确定的个体成像协议自动确定第三能谱。
图像数据重建单元也是根据本发明的图像数据生成装置的部件，该图像数据重建单元用于基于所获取的第一和至少第二投影测量数据重建伪单能量图像数据，该伪单能量图像数据与第三X射线能谱、优选单个的第三X射线能量值相关联。
一种用于重建或计算伪单能量图像数据的方法从Alvarez R.E.和Macovski A.的“X射线计算机断层成像中的能量选择性重建(Energy-selective reconstructions in x-ray computed tomography)”，期刊Phys.Med.Biol.21,733-744(1976)中已知。
K.L.Grant等人的“用于从双能量检查中计算虚拟单能量计算机断层图像以提高在检查中使用碘化造影剂时的对比度噪声比的基于图像的先进技术评估(Assessment ofan Advanced Image-Based Technique to Calculate Virtual Monoenergetic ComputedTomographic Images From a Dual-Energy Examination to Improve Contrast-To-Noise Ratio in Examinations Using Iodinated Contrast Media)”，放射学调查研究2014；00:00-00,描述了一种用于重建或计算伪单能量图像数据的特别合适的方法。
在生成伪单能量图像数据时，在原始数据空间中分解所获取的投影测量数据，或者在图像数据空间中分解由此重建的图像数据。例如，在应用碘造影剂时，分解成碘/钙成分和水/软组织成分，并且然后基于密度值借助于针对由用户选择的X射线能量值(keV值)的列表值，计算针对各个体像素的衰减值(HU值)。优选地，所获取的第一和/或第二投影测量数据是在存在造影剂的情况下生成的投影测量数据。例如，可以使用造影剂使水或组织成分特别良好地可见。
根据本发明的图像数据生成装置共享根据本发明的X射线成像方法的优点。
根据本发明的计算机断层成像系统具有根据本发明的图像数据生成装置。特别地，根据本发明的图像数据生成装置可以是计算机断层成像系统的控制装置的部件。根据本发明的计算机断层成像系统共享根据本发明的图像数据生成装置的优点。
根据本发明的图像数据生成装置的主要组件绝大部分可以以软件组件的形式设计。特别地，这涉及确定单元、控制单元、能谱确定单元和图像数据重建单元。但是原则上，特别是在涉及特别快的计算时，这些组件也可以部分地以由软件辅助的硬件、例如FPGA等的形式来实现。同样地，例如在仅涉及从其他软件组件接收数据时，所需的接口可以被设计为软件接口。但是，所需的接口也可以被设计为以硬件形式构造的接口，这些接口通过合适的软件驱控。
大规模以软件形式实现具有优点：能够通过软件升级以简单的方式来改造至今已使用的图像数据生成装置或计算机断层成像系统的控制装置，以根据本发明的方式工作。就这方面来说，该目的还可以通过对应的计算机程序产品以计算机程序来实现，该计算机程序被直接加载到根据本发明的图像数据生成装置的存储装置或计算机断层成像系统的控制装置的存储装置中，并且包括程序段，以便当计算机程序在图像数据生成装置中执行或由计算机断层成像系统的控制装置执行时，执行根据本发明的方法的所有步骤。
除了计算机程序，这样的计算机程序产品根据需要可以包括附加的组成部分，诸如文档和/或附加的组件，以及诸如硬件密钥(加密狗等)的硬件组件用于使用软件。
为了传输至图像数据生成装置的存储装置或计算机断层成像系统的控制装置的存储装置和/或用于存储在图像数据生成装置或计算机断层成像系统的控制装置上，可以使用计算机可读介质，例如记忆棒、硬盘或其他便携式或固定安装的磁盘，在计算机可读介质上存储有计算机程序的程序段，这些程序段能够被图像数据生成装置的计算单元读取和执行。例如，计算单元可以为此具有一个或多个协同工作的微处理器等。
从属权利要求以及下面的说明分别包含本发明特别有利的实施方式和改进方案。在此特别地，一类权利要求中的多个权利要求也可以类似于另一类权利要求中的多个从属权利要求来改进。此外，在本发明的上下文中，不同实施例和权利要求的各种特征也可以组合成新的实施例。
在根据本发明的X射线成像方法的一个实施方式中，选择与第一能量值和第二能量值相比较低的第三平均能量值。选择较低的第三平均能量值，能够改善在该能量时重建的图像数据的对比度噪声比，或者可替代地，在相同的对比度噪声比下，在获得投影测量数据时能够使用较低的X射线剂量。
在根据本发明的X射线成像方法的有利的实施方式中，选择第三平均能量值，使得与具有第一能量值或第二能量值的图像表示相比，实现改善的对比度噪声比。通常，第三平均能量值为此被选择为与第一能量值和第二能量值相比较低。在此，在X射线剂量恒定时，可以实现改善重建的图像数据的对比度噪声比。
为了降噪，可以在伪单能量图像数据的计算中附加地使用用于降噪的算法，该算法例如基于所谓的频率分割方法。例如，一种这样的方法是西门子的Mono+方法。
在根据本发明的X射线成像方法的另一个实施方式中，成像协议包括以下可选参数中的至少一个参数：
-患者几何轮廓，
-所计划的检查的类型，
-预定的图像质量，
-最大辐射剂量。
例如，特别是在低管电压时，患者几何轮廓影响用于获取所需投影测量数据的必要管功率。现在有利地，即使在X射线电压较高时(例如预定的标准X射线电压，诸如120keV)进行获取，并且在能量较低时通过绕道伪单能量图像数据实现重建，以便尽管实现低管电压的优点、即对比度噪声被改善比或所需X射线剂量低，但是仍将管功率保持在CT成像系统的技术能力范围内。
例如，对于能够减少多少辐射剂量而言，所计划的检查的类型可以是相关的。与在也不应超过特定图像噪声的肝脏门静脉检查中相比，在CT血管造影检查中可以显著地大幅减少辐射剂量，在该造影检查中只有对比度噪声比是相关的。
所计划的检查的类型可以包括以下检查类型中的一个检查类型：
-对比度增强的图像数据的记录，
-不使用造影剂的图像记录，
-使用造影剂的实质器官检查，
-应用CT血管造影下的检查。
此外，还可以定义得益于第三能量计算的其他检查类型：例如，具有金属植入物(例如人造髋关节)的器官的图像记录。
所选择的第三平均能量值取决于图像记录的类型。例如，与CT血管造影范畴中的图像记录相比，标准腹部检查需要较高的能量值。
特别是在具有金属植入物(例如人造髋关节)的器官的图像记录中，可以通过在第三平均能量值的情况下计算图像，有效地减少由金属引起的图像伪影，第三平均能量值与具有第一能量值或第二能量值的图像表示相比较高。
如果选择第三平均能量值使得在记录时能减小所需的辐射剂量，则这特别有益于健康。通常这在能量值尽可能低的情况下出现。
还可以选择第三平均能量值，使得可以减少在记录时所需的造影剂剂量。该效果同样在选择较低的第三平均能量值的情况下出现。同样地，较低的造影剂浓度可以减少患者的负担或风险。
第三平均能量值的自动确定优选地通过基于自动kV算法的自动keV算法实现。自动kV算法是在现有技术中已知的。例如，可以使用以名称“CAREkV”已知的程序，根据患者并依赖于所计划的检查的类型以及X射线成像仪器的技术参数，实现管电压的自动调节。这样的程序还可以用于减少造影剂剂量以及调节减少的辐射剂量和减少的造影剂量。如已经提到的，现有技术的缺点是：受技术限制，常常无法实现低管电压所需的管功率，为了获得合适的对比度噪声比、特别是在患者较胖的情况下，这些低管电压是必需。有利地根据本发明，按标准使用的管电压在获取投影测量数据时并不依赖于检查对象的个体参数和检查类型而改变，而是借助于自动keV方法在单能量图像数据的生成中自动确定虚拟第三平均能量，在该自动keV方法中，取代合适的管电压，确定伪单能量图像数据的虚拟X射线光谱的合适的能量。
该处理方法与选择较低管电压具有相同的积极效果，但是该处理方法与传统方法相比具有不受X射线管的技术可行性限制的优点。
在后台使用自动kV方法为所有可用的管电压计算各一个图像优化变量。图像优化变量取决于所计划的检查类型。例如，在CT血管造影检查中，在辐射剂量给定的情况下可获得的碘对比度噪声比是待优化的变量，对比度噪声比在实质器官的CT检查中被优化，其中同时不允许超过特定的图像噪声。
另一方面，在不使用造影剂的CT检查中，图像噪声被最小化。在管电压特定的情况下，图像优化变量的值取决于患者体质，即例如患者的身高、体重及其X射线衰减，该X射线衰减从概览图(X射线断层照片)中得知。现在使用自动kV方法对于CT记录选择如下的管电压：在该管电压的情况下针对期望的检查类型的图像优化变量在患者体质给定时实现最佳值。此管电压之后是否可以实际使用通常取决于有关的CT仪器的X射线源的当前功率限制。例如，如果无法使用此管电压，则使用下一个更高的可能的管电压，即使图像优化变量之后未达到其最佳值。
在自动keV方法中，一开始就用一个或两个管电压记录关于两个能量值的CT数据，这些管电压足够高，使得针对有关的患者体质可以进行CT扫描。然后，与自动kV方法类似地确定待显示的图像数据组的第三平均能量。例如，对所有可能的第三平均能量(所有可能的keV值)确定一个图像优化变量，在一些单个能量值的情况下该图像优化变量的值取决于检查类型和患者体质。现在，自动keV方法选择第三能量，在该第三能量的情况下图像优化变量达到最佳值。
在根据本发明的X射线成像方法的一个特定的变体中，针对不使用造影剂进行记录的情况，选择尽可能较高的能量值作为第三平均能量值。在这种处理方法中，可以有利地减少硬化伪影和金属伪影。由于在此情况下不使用造影剂，选择较低的平均能量也不会引起更好的对比度噪声比。因此，在此情况下有利的是：对于伪单能量图像数据的生成使用较高的第三平均能量值，在第三平均能量值的情况下减少了伪像并且因此实现了改善的图像质量。
附图说明
下面将参照根据实施例的附图再次详细解释本发明。在图中：
图1示出了流程图，其说明了用于从待检查对象的检查区域生成图像数据的方法，
图2示出了框图，其展示了根据本发明的一个实施例的图像数据生成系统，
图3示出了根据本发明的一个实施例的计算机断层成像系统的示意图。
具体实施方式
图1示出了流程图100，其说明了根据本发明的一个实施例的借助于所谓的双能量技术(Dual-Energie-Technik)的CT成像方法，在该方法中生成患者的对比度增强的图像数据。
在借助于双能量技术的成像方法中，实现记录两个投影测量数据组PMD1、PMD2，这两个投影测量数据组分别通过具有不同的X射线能谱RE1、RE2的X射线以不同的平均能量E1、E2生成。例如，两个X射线源15a、15b(见图3)可以用于生成具有不同X射线能谱RE1、RE2的X射线，这两个X射线源发射具有不同X射线能量E1、E2或X射线能谱RE1、RE2的X射线。
在成像方法的范畴中，在步骤1.I中，首先确定用于待检查对象、在这种情况下为患者O的图像记录的个体协议数据IPD。例如，协议数据可以包括患者O的尺码A和成像类型AB，在这种情况下为血管造影形式的造影剂增强成像。尺码A可以包括例如患者的厚度、患者的身高、患者的BMI、患者的体重、患者体内的密度分布或其他信息。
此外，还获取关于在成像方法开始之前预先给予的造影剂KM的类型的信息。不同的造影剂可以包括不同的X射线吸收边缘，也简称为X射线边缘。X射线边缘相对于以后待确定的伪单能量X射线图像的能量E3的情形会影响X射线图像的图像对比度，使得对于要借助根据本发明的成像方法重建的X射线图像的图像质量而言，对造影剂KM的X射线吸收边缘的能量值的认知是决定性的。
随后，在步骤1.II中，由两个不同的X射线管生成具有高能量的第一X射线能谱RE1和第二X射线能谱RE2的X射线。这些X射线能谱RE1、RE2借助于高的第一管电压HURE1和第二管电压HURE2生成。借助于第一管电压HURE1和第二管电压HURE2激励X射线管，以生成具有预定的第一平均能量E1和第二平均能量E2的X射线。特别地，在碘作为造影剂的应用中，第一管电压HURE1和第二管电压HURE2例如优选为120kV和140kV。
在步骤1.III中，布置在相应的X射线源对面的两个X射线探测器16a、16b(见图3)获取由两个X射线源生成的X射线，这些X射线具有不同的第一和第二X射线光谱或具有高平均能量E1、E2的X射线能谱。在图1中应用的用于生成第一投影测量数据组PMD1和第二投影测量数据组PMD2的方法中，使用了这种也称为双能量方法的成像方法，第一投影测量数据组和第二投影测量数据组与相应的不同X射线能谱RE1、RE2相关联。
然后，在步骤1.IV中，基于个体成像参数A，KM自动确定较低的能量值E3，该能量值允许期待改善的对比度噪声比。例如，对于血管造影方法，能量值E3可以处于50keV，而对于标准腹部检查，能量值E3可以处于70keV。可以通过基于自动kV算法的确定方法实现计算，但是现在计算虚拟能量而不是管电压。因此，关于此点，提及自动kV算法。
此外，在步骤1.V中，从所获取的X射线投影测量数据PMD1、PMD2重建伪单能量图像数据BD(E3)，其所关联的虚拟X射线能量与第一和第二X射线能谱的平均能量E1，E2相比具有低能量值E3。
随后，在步骤1.VI中，将滤波方法应用于所获得的单能量图像数据BD(E3)，使用该滤波方法减少了所获得的伪单能量图像数据BD(E3)的图像噪声。例如，在DE 10 2011 083727 A1中描述了这样的方法，其内容就此并入在本专利申请中。在常见的双源CT仪器、诸如SOMATOM Definition Flash中，与在低管电压情况下直接通过单能量记录技术获得的图像相比，在低能量E3情况下这样获得的滤波后的单能量图像数据FBD(E3)具有较高的对比度噪声比。与单能量图像记录相比，对比度噪声比依赖于幻像尺寸提高了20％至50％，这可以直接转换成相应的辐射剂量的减少。
在步骤1.VII中，将滤波后的图像数据FBD(E3)输出到例如数据库或输出屏幕上。
如结合图1所述，在CT成像方法中实现虚拟X射线光谱的个体协调的确定，虚拟X射线光谱匹配于成像参数和患者参数。与在标准能量E1、E2情况下记录的图像信息相比，由此生成的图像表示在不同的参数方面被改善。例如，可以实现改善的图像对比度和/或可以减少所需的造影剂量。而且，可以将所需的辐射剂量减少到预定程度以下。仅在计算图像信息时才考虑个体成像参数，而不是将X射线源的管电压调节为低能量值，从而不需要硬件层面上的调整。
此外，可以规避受限的X射线管功率的问题，特别是在低能量时，因为仅在评估所获取的投影测量数据PMD1、PMD2时才出现适应个体成像参数，而不是在准备成像工序中通过更改CT成像系统本身的设置参数而出现。因此，在选择虚拟X射线光谱RE3的能量时实现了更大的自由度，其中虚拟X射线光谱最后基于图像表示，这有助于改善图像质量。
图2示意性示出了根据本发明的一个实施例的图像数据生成装置20。
图像数据生成装置20包括输入接口25，利用该输入接口25获取提供有关患者的待检查区域FOV的吸收行为的情况的信息、特别是尺寸参数A，以及在所应用的成像方法的类型AB和在成像方法之前预先给予患者的造影剂KM方面的信息。所获取的数据A、AB、KM从输入接口25传送到能谱确定单元26。
借助于自动keV算法，基于针对第一X射线能谱RE1的平均能量E1和第二X射线能谱RE2的第二平均能量E2的预设值E1、E2以及输入数据A、AB、KM，能谱确定单元26确定第三X射线能量值E3，对该第三X射线能量值借助于图像数据生成装置20应确定所谓的伪单能量图像数据BD(E3)。
例如，可以选择能量值E3，使得对于期望的图像对比度/噪声比，在图像记录时实现减少的所需辐射剂量。即，现在可以在第一平均能量E1和第二平均能量E2的标准选择值的情况下，使用较低的辐射剂量，因为第三平均能量E3相应地被较低地选择。
现在，控制单元27基于第一能量值E1和第二能量值E2生成驱控信号AS，该控制信号被传送到所属的CT系统的控制接口34(见图3)。此外，第一平均能量E1和第二平均能量E2以及第三能量E3的所确定的值被传送到还要阐述的重建单元22和还要阐述的滤波器单元23。
图2中所示的图像数据生成装置20还包括投影测量数据获取单元21。投影测量数据获取单元21用于在实际成像工序期间从检查对象O的检查区域FOV、或从数据库不同能谱E1、E2获取X射线投影测量数据PMD1、PMD2，在该数据库中存储了X射线投影测量数据PMD1、PMD2。通过向检查区域FOV施加具有第一X射线能谱RE1和第二X射线能谱RE2的X射线，并且由彼此分开的探测器(见图3中的探测器16a、16b)获取被发送的X射线，在成像工序中生成X射线投影测量数据PMD1、PMD2。随后，由探测器生成并由投影测量数据获取单元21获取的X射线投影测量数据PMD1、PMD2被传递到图像数据重建单元22，该图像数据重建单元22由此重建伪单能量图像数据BD(E3)。
图像数据重建单元22包括单图像数据重建单元22a。首先，借助于单图像数据重建单元22a重建针对第一X射线能谱RE1和第二X射线能谱RE2或对此所属的第一X射线投影测量数据PMD1和第二X射线投影测量数据PMD2的单图像BD(E1)、BD(E2)。随后，这些单图像BD(E1)、BD(E2)被传送到图像混合单元22b，该图像混合单元基于单图像BD(E1)、BD(E2)根据以下公式生成第一伪单能量混合图像BDM1＝BD(E3)：
BD(E3)＝w(E3)·BD(E1)+(1-w(E3))·BD(E2). (1)
在此成分w(E3)是虚拟能量E3的函数。伪单能量图像数据BDM1＝BD(E3)与第三虚拟X射线能量E3相关联。
随后，所生成的混合伪单能量图像数据BDM1被传送到滤波器单元23，该滤波器单元减少所生成的混合图像数据BDM1中的图像噪声。通过基于单图像BD(E1)、BD(E2)连同系数c1、c2，其中这两个系数不同于两个系数w(E3)和(1-w(E3))并且它们彼此之间至少有一个系数不同，由此生成至少一个另外的混合图像BDM2或通常情况下(m-1)个另外的混合图像BDM2...BDMm来实现滤波。随后，根据以下公式生成滤波后的图像数据FBD(E3)：
在此FBDM1是滤波后的第一混合图像BDM1。缩放函数g1(r)的值为1，其余的缩放函数gj(r)如此定义，使得在位置r处生成图像或强度值，该强度值对应于第一混合图像BDM1的强度值，但噪声除外。
滤波器Fj是光谱滤波器，并且定义如下：
其中各个光谱滤波器Fj将混合图像分别分解为频带或能量分量，并且第一光谱滤波器F1对应于低通滤波器，该低通滤波器以完整的强度包括频率f＝0或所属的能量E＝0。
如已经提到的，在DE 10 2011 083 727 A1中描述了这样的滤波方法。在德国专利和商标局的申请号为10 2015 223 601.4和10 2015 223 606.4的申请中也描述了用于减少X射线图像中噪声的滤波方法。
随后，滤波后的、基本上消除了噪声的图像数据FBD(E3)被传送到输出接口24，滤波后的图像数据FBD(E3)从该输出接口24被输出到例如数据存储器单元(见图3，数据存储器单元32)或传送到显示单元，在该显示单元上滤波后的图像数据被图像式地展现。
在图3中示出了计算机断层成像系统1，其包括图2所示的图像数据生成装置20。设计为双能量CT系统的CT系统1主要由常规的扫描仪10组成，在该扫描仪中，在机架11上投影测量数据采集单元5围绕测量空间12旋转，投影测量数据采集单元具有两个探测器16a、16b以及位于探测器16a、16b对面的X射线源15a、15b。在扫描仪10的前面是患者安置装置3或患者台3，该患者安置装置或患者台的上部2可以与在其上的患者O一起向扫描仪10移动，使得患者O相对于探测器系统16a、16b移动穿过测量空间12。扫描仪10和患者台3由控制装置30驱控，从该控制装置经由常规的控制接口34得到控制信号AS，以根据给定的测量协议以常规方式驱控整个系统。在螺旋获取的情况下，通过使患者O沿z方向的运动和X射线源15a，15b的同时旋转，以在测量期间出现X射线源相对于患者O的螺旋轨迹，该z方向相应于纵向穿过测量空间12的系统轴z。并行地，探测器16a、16b总是相对于x射线源15a、15b一起运动，以便获取随后用于重建体积图像数据和/或层图像数据的投影测量数据PMD1、PMD2。同样，也可以进行顺序测量方法，其中在z方向上驶向固定位置，并且然后在一个旋转期间、在有关的z位置上的部分旋转或多次旋转期间，获取所需的投影测量数据PMD1、PMD2，以在z位置上重建截面图像，或从多个z位置的投影测量数据中重建图像数据。原则上，根据本发明的方法也可以在其他CT系统上使用，例如具有仅一个X射线源或一个形成完整环的探测器的系统。例如，根据本发明的方法还可以应用于具有固定的患者台和在z方向上移动的机架(所谓的滑动机架Sliding Gantry)的系统。
由探测器16a、16b获取的投影测量数据PMD1、PMD2(以下也称为原始数据)经由原始数据接口33递送到控制装置30。然后视需要，在图像数据生成装置20中进行适当的预处理之后，进一步处理这些原始数据，在此实施例中该图像数据生成装置以软件形式在控制装置30中在处理器上实现。基于原始数据PMD1、PMD2借助于根据本发明的方法，图像数据生成装置20重建伪单能量图像数据FBD(E3)。在图2中详细地示出了这样的图像数据生成装置20的精确结构。
然后，将由图像数据生成装置20生成的伪单能量图像数据FBD(E3)存储在控制装置30的存储器32中，和/或以通常的方式在控制装置30的屏幕上输出。伪单能量图像数据还可以经由在图3中未示出的接口馈入到连接到计算机断层成像系统1的网络中、例如放射信息系统(RIS)中，并且存储在此处可访问的大容量存储器中，或者作为图像输出到连接到此处的打印机或拍摄站上。可以以任何方式进一步处理数据，然后将其存储或输出。通过图像数据生成装置20，还实现了基于预先输入的数据确定合适的驱控参数或驱控信号AS，特别是尺寸参数值A和有关成像类型的信息AB。随后，驱控信号AS被传送到上述控制接口34。然后，由此处驱控直接参与成像的单元，诸如X射线源15a、15b、探测器16a、16b、患者床3等。
此外，在图3中还画入了造影剂注射装置35，利用该造影剂注射装置预先(即在CT成像方法开始之前)给患者O注射造影剂。借助于根据本发明的成像方法可以使造影剂的用量最小化，因此同样减少了由造影剂的副作用给患者带来的负担。
图像数据生成装置20的组件可以主要地或完全地以软件元件的形式在合适的处理器上实现。特别地，这些组件之间的接口可以完全按软件形式设计。所需要的仅仅是，存在对合适的存储区域访问的可能性，数据可以在该存储区域中适当地暂时存储，并且随时可以被重新调用和更新。
最后再次指出，上述方法和装置仅仅是本发明的优选的实施例，并且只要本发明的范围由权利要求书预先确定，本领域的技术人员就可以改变本发明，而不脱离本发明的范围。因此，主要基于用于记录医学图像数据的系统来解释方法和图像数据生成装置。然而，本发明并不限于医学领域中的应用，而是本发明原则上也可以应用于其他目的的图像记录。为了完整起见还指出，不定冠词“一”或“一个”的使用不排除有关的特征也可以存在多个。同样地，术语“单元”并不排除它由几个组件组成，这些组件也可以在空间上是分散的。
Claims (13)
1.一种X射线成像方法，优选CT-X射线成像方法，用于从待检查对象(O)的检查区域(FOV)生成图像数据(FBD(E3))，所述方法具有以下步骤：
-确定针对所述待检查对象(O)的成像的个体成像协议(IPD)，
-从所述检查区域(FOV)利用第一X射线能谱(RE1)获取第一X射线投影测量数据(PMD1)和利用第二X射线能谱(RE2)获取至少第二X射线投影测量数据(PMD2)，
-基于所述个体成像协议，自动确定第三X射线能谱(RE3)，所述第三X射线能谱具有第三平均能量(E3)、优选单个的第三能量值，
-基于所获取的所述第一X射线投影测量数据(PMD1)和所述至少第二X射线投影测量数据(PMD2)以及所确定的所述成像协议，优选地重建伪单能量图像数据(BD(E3)、FBD(E3))，所述伪单能量图像数据与所述第三X射线能谱(RE3)相关联，所述第三X射线能谱具有所述第三平均能量(E3)、优选单个的第三能量值(E3)。
2.根据权利要求1所述的方法，其中选择与所述第一能量值(E1)和所述第二能量值(E2)相比较低的第三平均能量值(E3)。
3.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，其中选择所述第三平均能量值(E3)，使得与具有所述第一能量值(E1)或所述第二能量值(E2)的图像表示相比，实现改善的对比度噪声比。
4.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，其中所述成像协议(IPD)包括以下可选参数中的至少一个参数：
-患者几何轮廓(A)，
-所计划的检查的类型(AB)，
-预定的图像质量，
-最大辐射剂量。
5.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，其中所述所计划的检查的类型(AB)包括以下检查类型中的一个检查类型：
-对比度增强的图像数据的记录，
-不使用造影剂(KM)的图像记录，
-使用造影剂(KM)的实质器官检查，
-CT血管造影。
6.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，其中选择所述第三平均能量值(E3)，使得能够减少在记录时所需的辐射剂量。
7.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，其中选择所述第三平均能量值(E3)，使得能够减少在记录时所需的造影剂剂量。
8.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，其中通过基于自动kV算法的自动keV算法，实现所述第三平均能量值(E3)的自动确定。
9.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，其中在进行记录而不使用造影剂的情况下，选择尽可能高的能量值作为所述第三能量值(E3)。
10.一种图像数据生成装置(20)，具有：
-确定单元，用于确定针对待检查对象(O)的成像的个体成像协议(IPD)，
-控制单元(27)，用于驱控CT系统(1)的一个或多个X射线源(15a、15b)，使得生成具有第一X射线能谱(RE1)和第二X射线能谱(RE2)的X射线，所述第一X射线能谱和所述第二X射线能谱分别具有第一平均能量(E1)和第二平均能量(E2)，
-投影测量数据获取单元(21)，用于从检查对象(O)的检查区域(FOV)利用所述第一X射线能谱(RE1)获取第一X射线投影测量数据(PMD1)和利用所述第二X射线能谱(RE2)获取第二投影测量数据(PMD2)，
-能谱确定单元(26)，用于基于所确定的所述个体成像协议(IPD)自动确定第三X射线能谱(RE3)，所述第三X射线能谱具有第三平均能量值(E3)，
-图像数据重建单元(22)，用于基于所获取的第一X射线投影测量数据(PMD1)和至少第二投影测量数据(PMD2)，优选地重建伪单能量图像数据(BD(E3)、BDM1)，所述伪单能量图像数据与所述第三X射线能谱(RE3)、优选单个的第三X射线能量值(E3)相关联。
11.一种计算机断层成像系统(1)，具有根据权利要求10所述的图像数据生成装置(20)。
12.一种具有计算机程序的计算机程序产品，所述计算机程序能够被直接加载到根据权利要求10所述的图像数据生成装置(20)的存储器单元中，所述计算机程序具有程序段，以便当所述计算机程序在所述图像数据生成装置(20)中被执行时，执行根据权利要求1至9中任一项所述的方法的所有步骤。
13.一种计算机可读介质，在所述计算机可读介质上存储有能够被根据权利要求10所述的图像数据生成装置(20)的处理单元读取和执行的程序段，以便当所述程序段被所述图像数据生成装置(20)的所述处理单元执行时，执行根据权利要求1至9中任一项所述的方法的所有步骤。
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