計(jì)算機(jī)斷層成像偽影校正方法及裝置的制造方法
【專利說明】計(jì)算機(jī)斷層成像偽影校正方法及裝置 【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001] 本發(fā)明涉及計(jì)算機(jī)斷層成像技術(shù)領(lǐng)域，尤其涉及一種計(jì)算機(jī)斷層成像偽影的校正 方法及裝置。 【【背景技術(shù)】】
[0002] 計(jì)算機(jī)斷層成像是用射線對(duì)人體的特定部位按一定厚度的層面進(jìn)行掃描，根據(jù)不 同的人體組織對(duì)射線的吸收能力不同，利用計(jì)算機(jī)重建出斷層面圖像的技術(shù)。
[0003] 在利用X射線進(jìn)行計(jì)算機(jī)斷層掃描及重建過程中，因球管產(chǎn)生的X射線具有一定頻 譜寬度，物質(zhì)對(duì)X射線的吸收系數(shù)隨X線能量的增大而減小，連續(xù)能譜的X射線穿過如人體等 被掃描物體后，低能量射線易被吸收，高能量射線較易穿過，射束平均能量會(huì)變高，射線逐 漸變硬。該種效應(yīng)稱之為射束硬化效應(yīng)。射束硬化效應(yīng)的存在，會(huì)使圖像重建時(shí)出現(xiàn)偽影， 影響圖像的重建質(zhì)量。因而現(xiàn)有技術(shù)在重建圖像之前會(huì)對(duì)投影數(shù)據(jù)進(jìn)行基于水模的射線硬 化校正，這種校正會(huì)將軟組織的X射線硬化現(xiàn)象消除，但無法消除由于人體骨頭引起的射線 硬化偽影，即骨硬化偽影。
[0004]已知存在各種針對(duì)骨硬化偽影的校正方法：一種是基于圖像后處理技術(shù)，通過經(jīng) 驗(yàn)參數(shù)來消除骨硬化偽影（如：Jiang Hsieh et al, "An iterative approach to the beam hardening correction in cone beam CT"，Med.Phys. 27 1, January 2000)，其弊端 在于矯正系數(shù)的來源缺乏理論依據(jù)，校正準(zhǔn)確性及效率較差；另一種是通過預(yù)先掃描特制 的骨組織仿體來產(chǎn)生矯正系數(shù)(如：專利CN01124649.9-計(jì)算機(jī)層析X射線攝影設(shè)備），其弊 端在于通過掃描骨組織仿體得到的系數(shù)往往缺乏普適性(不同年齡人群的骨組織成分差異 很大，往往不能用同樣的矯正系數(shù)）。因而，上述方案均不能很好的解決骨硬化偽影問題。
[0005] 因此，需要提出一種新的計(jì)算機(jī)斷層成像骨硬化偽影校正方法及實(shí)施該方法的裝 置，能夠在具備良好普適性的前提下，高效地去除骨硬化偽影。 【
【發(fā)明內(nèi)容】
】
[0006] 本發(fā)明解決的是計(jì)算機(jī)斷層成像圖像中出現(xiàn)骨硬化偽影的問題。
[0007] 為解決上述問題，本發(fā)明提出一種計(jì)算機(jī)斷層成像骨硬化偽影校正方法，包括:使 用計(jì)算機(jī)斷層設(shè)備進(jìn)行模體掃描;設(shè)定骨組織由第一物質(zhì)及第二物質(zhì)組成，獲取不同厚度 的所述第一及第二物質(zhì)組合在斷層掃描系統(tǒng)的理論投影值;對(duì)該理論投影值進(jìn)行第一物質(zhì) 硬化校正，獲取第一物質(zhì)硬化校正后投影值;計(jì)算不同厚度的所述第一物質(zhì)及第二物質(zhì)組 合在該斷層掃描系統(tǒng)的理想投影值;根據(jù)所述第二物質(zhì)的厚度、第一及第二物質(zhì)的理想投 影值及第一物質(zhì)硬化校正后投影值，獲得骨硬化校正系數(shù);使用所述骨硬化校正系數(shù)進(jìn)行 偽影校正。
[0008] 可選地，還包括:獲取使所述模體的測(cè)量投影值與理論投影值相等時(shí)的每個(gè)探測(cè) 單元對(duì)應(yīng)的等效濾過厚度。
[0009] 可選地，所述模體為厚度及材料已知的均勻模體。
[0010] 可選地，所述模體的材料為水或有機(jī)玻璃。
[0011] 可選地，所述第一物質(zhì)硬化校正包括:計(jì)算不同厚度第一物質(zhì)在該斷層掃描系統(tǒng) 的理論投影值及理想投影值;對(duì)該理論投影值及理想投影值進(jìn)行多項(xiàng)式擬合，獲得第一物 質(zhì)硬化校正系數(shù);使用該第一物質(zhì)硬化校正系數(shù)進(jìn)行校正。
[0012] 可選地，所述根據(jù)所述第二物質(zhì)厚度、理想投影值及第一物質(zhì)硬化校正后投影值， 獲得骨硬化校正系數(shù)包括：以第二物質(zhì)厚度為自變量，以理想投影值及第一物質(zhì)硬化校正 后投影值之差為因變量進(jìn)行多項(xiàng)式擬合，獲得骨硬化校正系數(shù)。
[0013] 可選地，所述根據(jù)所述第二物質(zhì)厚度、理想投影值及第一物質(zhì)硬化校正后投影值， 獲得骨硬化校正系數(shù)包括：以第一物質(zhì)厚度、第二物質(zhì)厚度為自變量，以理想投影值及第一 物質(zhì)硬化校正后投影值之差為因變量進(jìn)行曲面擬合，獲得骨硬化校正系數(shù)。
[0014] 可選地，所述第一物質(zhì)為水，所述第二物質(zhì)為含鈣物質(zhì)。
[0015] 可選地，所述第二物質(zhì)為磷酸鈣。
[0016] 本發(fā)明還提供一種計(jì)算機(jī)斷層成像骨硬化偽影校正裝置，包括:存儲(chǔ)單元，存儲(chǔ)有 使用上述方法所獲得的骨硬化偽影校正系數(shù);校正單元，根據(jù)掃描數(shù)據(jù)選擇所述校正系數(shù) 進(jìn)行骨硬化偽影校正。
[0017] 本發(fā)明對(duì)比現(xiàn)有技術(shù)有如下的有益效果：
[0018] 本方案基于基材料理論，將骨組織認(rèn)為由兩種基材料物質(zhì)組成，通過一次模體掃 描，即可產(chǎn)生具有普適性的矯正系數(shù)，只需要在重建過程中應(yīng)用合適的組織模型，即可得到 較好的骨硬化偽影校正效果。 【【附圖說明】】
[0019] 圖1是本發(fā)明的計(jì)算機(jī)斷層成像系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)示意圖；
[0020] 圖2是本發(fā)明一實(shí)施例的骨硬化偽影校正方法流程示意圖；
[0021] 圖3是本發(fā)明一實(shí)施例中利用水硬化校正系數(shù)進(jìn)行校正的流程示意圖；
[0022]圖4是本發(fā)明一實(shí)施例中校正系數(shù)表示例。 【【具體實(shí)施方式】】
[0023] 為使本發(fā)明的上述目的、特征和優(yōu)點(diǎn)能夠更加明顯易懂，下面結(jié)合附圖對(duì)本發(fā)明 的【具體實(shí)施方式】做詳細(xì)的說明。
[0024] 圖1是一種計(jì)算機(jī)斷層成像系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)示意圖，如圖1所示，計(jì)算機(jī)斷層成像系統(tǒng) 1 〇〇包括機(jī)架110，所述機(jī)架110具有圍繞系統(tǒng)軸線旋轉(zhuǎn)的可旋轉(zhuǎn)的部分130?？尚D(zhuǎn)的部分 130具有相對(duì)設(shè)置的X射線源131和X射線探測(cè)器132的X射線系統(tǒng)。
[0025]計(jì)算機(jī)斷層成像系統(tǒng)100還具有檢查床120，在進(jìn)行檢查時(shí)，患者在該檢查床120上 可以沿著Z軸方向被推入到掃描腔體中。X射線源131繞S軸旋轉(zhuǎn)，探測(cè)器132相對(duì)于X射線源 131-起運(yùn)動(dòng)，以采集投影測(cè)量數(shù)據(jù)，這些數(shù)據(jù)在之后被用于重建圖像。還可以進(jìn)行螺旋掃 描，在螺旋掃描期間，通過患者沿著S軸的連續(xù)運(yùn)動(dòng)和X射線源131的同時(shí)旋轉(zhuǎn)，X射線源131 相對(duì)于患者產(chǎn)生螺旋軌跡。
[0026] 所述計(jì)算機(jī)斷層成像系統(tǒng)100還可以包括控制單元和圖像重建單元，所述控制單 元用于在掃描過程中根據(jù)特定的掃描協(xié)議控制計(jì)算機(jī)斷層成像系統(tǒng)1〇〇的各部件。所述圖 像重建單元用于根據(jù)探測(cè)器132采樣的待校正數(shù)據(jù)重建出圖像。
[0027]以上，僅以示例方式闡釋了可使用本發(fā)明所提供骨硬化偽影校正方法的計(jì)算機(jī)斷 層成像設(shè)備，本領(lǐng)域技術(shù)人員理解，其它如使用X射線的C型臂系統(tǒng)等設(shè)備，或組合式醫(yī)學(xué)成 像系統(tǒng)（例如：組合式正電子發(fā)射斷層成像-計(jì)算機(jī)斷層成像，Positron Emission Tomography-Computed tomography Tomography，PET-CT)，或使用其它類型射線的斷層成 像設(shè)備等，均可適用本發(fā)明所述校正方法及裝置，本發(fā)明對(duì)計(jì)算機(jī)斷層成像設(shè)備的類型與 結(jié)構(gòu)并不做具體限定。
[0028]當(dāng)受檢對(duì)象在上述任一種類的計(jì)算機(jī)斷層成像設(shè)備中進(jìn)行掃描成像時(shí)，因射束硬 化效應(yīng)的存在會(huì)導(dǎo)致骨硬化偽影的存在，影響圖像成像質(zhì)量及導(dǎo)致閱圖不便，因而需對(duì)此 類偽影進(jìn)行校正。以下，是根據(jù)本發(fā)明公布方案對(duì)骨硬化偽影進(jìn)行校正的【具體實(shí)施方式】舉 例：
[0029]圖2是根據(jù)本發(fā)明一實(shí)施例的骨硬化偽影校正方法流程示意圖：
[0030] 執(zhí)行步驟S1，使用計(jì)算機(jī)斷層設(shè)備進(jìn)行模體掃描。此處的模體可選擇使用厚度及 材料已知的均勻模體，優(yōu)選地，模體的材料可選擇與人體軟組織化學(xué)成分相似的材料，例如 水或有機(jī)玻璃。
[0031] 執(zhí)行步驟S2,獲取不同厚度的第一物質(zhì)及第二物質(zhì)組合在斷層掃描系統(tǒng)的理論投 影值。在X射線掃描中，根據(jù)基材料分解理論，任何組織的線性衰減系數(shù)可以表示為兩種基 材料的質(zhì)量衰減系數(shù)的線性組合。本方案中設(shè)定骨組織由兩種不同的物質(zhì)(基材料)組成， 例如，將骨組織認(rèn)為是一定比例水和另外一種成分的物質(zhì)混合構(gòu)成。另外一種成分可優(yōu)選 為含鈣量較高的物質(zhì)(本實(shí)施例中選擇磷酸鈣）。
[0032] 在對(duì)物體進(jìn)行計(jì)算機(jī)斷層掃描過程中，測(cè)量投影值表示探測(cè)器實(shí)際測(cè)到的被掃描 物體投影值，理論投影值表示考慮X射線光子能量分布而計(jì)算得到的該被掃描物體的投影 值，而理想投影值則表示光子能量均為E0時(shí)(E0為可配置參數(shù)，代表光子能量為單一的該特 定值)的X射線經(jīng)過該物體時(shí)的投影值。例如，測(cè)量投影值pro jMeas可表示如下：
[0033]
(1)
[0034]公式(1)中，Ιο和I分別表不入射被掃描物體和透射出被掃描物體的X射線強(qiáng)度。 [0035]步驟S1中的模體的理論投影值Pro jCal計(jì)算公式可表示如下：
[0036]
(2)
[0037] 公式(2)中，E代表X射線光子能量，S(E)為球管發(fā)出的X射線譜，D(E)為斷層掃描系 統(tǒng)的探測(cè)器響應(yīng)，分別為等效濾過材料和模體材料的線性衰減系數(shù)， Lfllter為每一探測(cè)單元對(duì)應(yīng)的等效濾過厚度，Lphan為步驟S1中掃描的模體厚度。
[0038]進(jìn)一步地，該實(shí)施例中，Lfllter為使模體的測(cè)量投影值與理論投影值相等時(shí)（可在 允許誤差范圍內(nèi)）的每個(gè)探測(cè)單元所對(duì)應(yīng)的等效濾過厚度。其可通過迭代的方法求取，例 如，迭代修改該厚度值并根據(jù)公式(2)計(jì)算模體的理論投影值，直到該理論投影值與測(cè)量投 影值相等時(shí)(允許誤差范圍內(nèi)）為止。
[0039]在步驟S2中，定義ProjCalu為不同厚度的第一物質(zhì)及第二物質(zhì)組合在斷層掃描 系統(tǒng)的理論投影值，則對(duì)于本實(shí)施例中的水與磷酸鈣組合，其不同厚度組合的理論投影值 可通過下述公式計(jì)算獲得：
[00401
(3)
[0041 ]其中，μΗ2〇(E)表示水的線性衰減系數(shù)，LH2Q, i (i = 0，1，2，…）表示不同的水厚度， yPh〇spc；a(E)表示磷酸|丐的線性衰減系數(shù)，Lphospca, j (j = 0，1，2，…）表示不同的