CN101489486B - 基于散射辐射分数的x-射线探测器增益校准 - Google Patents

Abstract

本发明公开一种用于二维X-射线探测器(315)的增益校准，其中单独地测量或估计用于散射辐射(307b)和直射辐射(307a)的增益系数。可以将加权平均应用到适当的散射分数。依赖于散射分数的增益校准方法与公知的增益校准方法相比，在X-射线图像中产生了更少的环型伪影，该公知的增益校准方法没有考虑到达所述X-射线探测器(315)的散射辐射的所述分数。

Description

基于散射辐射分数的X-射线探测器增益校准

技术领域

本发明涉及数字X-射线图像的图像处理领域，该X-射线图像通过包括X-射线源和具有空间分辨率的二维X-射线探测器的X-射线装置进行记录。特别地，本发明涉及对于二维分解的X-射线探测器的增益校准方法，所述二维分解的X-射线探测器优选地用于医学X-射线成像。

进一步地，本发明涉及获得被检查对象的增益校正的X-射线图像的方法。

本发明进一步涉及数据处理设备和医学X-射线成像装置，用于确定表示二维X-射线探测器的增益系数的增益数据集，该二维X-射线探测器特别用于医学X-射线成像。

而且，本发明涉及具有用于执行上述方法的指令的计算机可读介质和程序单元，所述方法用于确定表示二维X-射线探测器增益系数的增益数据集。

背景技术

US2003/0072409A1公开一种使用X-射线成像系统估计被成像对象的材料组成的方法。从而，产生了多个散射校正和增益校正的基准校准图像。基准图像校正包括去除数字探测器中随着时间产生的电子漂移的影响、几何形状的影响以及随着数字探测器而空间改变的非一致探测器计数特性。入射到探测器上的辐射或者是“初级的”或者是“散射的”。这意味着每一个X-射线光子或者可以直接穿过材料而不散射，或者可以偏离一些核而散射至少一次。利用散射校正算法估计散射辐射并从基准校准图像去除该散射辐射。

US 6,789,943B2公开一种使用封闭(occluded)探测器环进行散射测量的方法和X-射线装置。该方法包括使用模型执行校准扫描以测量碰撞第一探测器环的散射的X-射线与碰撞第二探测器环的散射的X-射线之间的散射信号比。该散射信号比用于确定散射比例因子。

增益校准在对于CT和/或X-射线数据的原始数据预处理中是公知的并且是基本的步骤，其目的是重构被检查对象的高质量三维(3D)表示。增益校准包括为二维空间分解的X-射线探测器的不同探测器元件确定不同的增益系数，其中所述不同的探测器元件对于探测X-辐射具有不同的灵敏度。当然，用于读出这些探测器元件和/或用于放大由这些探测器元件提供的信号的电子电路也可以对不同的有效X-射线灵敏度产生影响。

适当的增益校准允许为3D数据提供一种所谓的亨斯菲尔德(Hounsfield)标度。该亨斯菲尔德标度是一种定量标度，用于描述分别是人类或动物组织的相对透明度的射频密度。从而，指定空气为-1000亨斯菲尔德单位(HU)，而指定水为0HU。

进一步地，适当的增益校准可以用于减少在X-射线图像中存在的诸如遮光、覆盖和拉延(capping and cupping)、拖影以及环型等的许多伪影。然而，尽管公知的增益校准程序改善了X-射线图像的质量，但是明显的环形伪影仍然存在，尤其是在使用防散射栅时。

可能需要提供一种X-射线探测器增益校准，其允许特别是环型伪影的进一步减少。

发明内容

这种需要可以通过根据独立权利要求的主题来满足。本发明的有利实施例由从属权利要求进行描述。

根据本发明的第一方面，提供一种用于确定表示二维X-射线探测器增益系数的增益数据集的方法，所述二维X-射线探测器特别是用于医学X-射线成像的二维X-射线探测器阵列。所描述的方法包括如下步骤：(a)提供表示第一X-射线图像的第一增益数据集，该第一X-射线图像通过直射的X-辐射生成，该直射的X-辐射从X-射线源发射并且在没有感兴趣的对象存在的情况下由所述X-射线探测器探测；(b)获得表示第二X-射线图像的第二增益数据集，该第二X-射线图像基于散射的X-辐射，该散射的X-辐射从所述X-射线源发射并且在预定对象存在的情况下由所述X-射线探测器探测；以及(c)使所述第一增益数据集与所述第二增益数据集结合以给出所述最终的增益数据集。

本发明的该方面基于这样一种构思：所述预定对象的X-射线图像是直射图像与散射图像之和，该直射图像由直接撞击到所述探测器上的X-辐射获取，而该散射图像通过在撞击到所述探测器之前由被检查对象的核散射至少一次的X-辐射获取。在该方面，本发明者已经发现，基于散射的X-射线的X-射线图像的分数仅包括可忽略的结构性噪声。因此，为了确定增益数据集，单独考虑由所述X-射线探测器测量的两种不同类型的辐射是有益的。一是直射辐射通常显示为明显的结构性噪声，二是散射辐射通常仅显示可忽略的结构性噪声。

换句话说，已经发现，关于增益校准，显示很少或没有结构性噪声的X-射线图像的第一构成部分(contribution)与显示相对强烈的结构性噪声的第二构成部分相比较可以按照不同的方式进行处理，通常该相对强烈的结构性噪声通过具有相对高的空间频率。从而，第一构成部分主要基于散射辐射，而X-射线图像的第二构成部分主要基于直射辐射。与公知的增益校准方法相比较，这种对显示不同结构性噪声的不同类型的图像构成部分的单独处理提供了进一步的伪影减少。

与诸如热噪声等相比，结构性噪声在时间上是恒定的。结构性噪声可以由诸如具有空间频率的X-辐射剖面产生。该空间频率可以由例如X-射线管的热阴极产生，其中所述热阴极包括例如由于热阴极的不同温度和/或由于热阴极的给定几何形状而导致的电子的空间不一致释放。由于结构性噪声通常具有高的空间频率，所以很难从X-射线图像中将其去除。特别是在结构性噪声的空间频率与图像结构的空间频率类似时更是如此。

然而，结构性噪声也会由X-射线探测器的空间变化的灵敏度产生，这导致诸如在最终处理的X-射线图像中的环型伪影。由于第一X-射线图像主要基于到达X-射线探测器的直射辐射，所描述的方法提供一种改进的增益校准，其中单独考虑对于直射辐射和散射辐射的增益系数。

原则上，所述增益数据集可以包括分配给X-射线探测器的每个像素元件的增益系数。然而，实际上已经证明，通常，增益系数在探测器的一定区域中是常数。这些区域可以由探测器像素元件定义，将这些像素元件分配给单独的电子电路，该电子电路用于读出该探测器像素元件的相应信号。从而，这些信号表示由每个探测器像素测量的X-射线强度。

必须指出，所获取的增益系数用于对获取的X-射线图像进行图像处理，该获取的X-射线图像表示所述预定对象的X-射线衰减。通常，增益系数并不用于任何与每个探测器像素相连接的放大器或预放大器。然而，也可以使用所描述的方法以对与探测器像素元件相连接的电子放大设备的增益系数执行空间变化校准。

在该方面指出，使用术语“获得”以描述用于接收所述第二增益数据集的各种不同的测量。例如，术语“获得”可以意味着测量，即，第二增益数据集特别是通过使用相同的对象而被实验记录，假设该对象正在被进行X-射线成像。然而，术语“获得”也包括估计程序，其中基于专家知识，诸如通过使用表示所述对象的模型的标准模型来模拟所述第二增益数据集，假设所述对象模型正在被进行X-射线成像。

根据本发明的实施例，结合防散射栅来使用X-射线探测器。在本文中，防散射栅是提供用于X-射线衰减的通道型X-射线吸收设备，与直射的X-射线相比，其与以至少稍微倾斜的角度撞击到探测器上的散射的X-射线不同。

本发明者已经意识到，X-射线探测器与防散射栅的组合对于散射的X-射线和对于撞击到探测器上特别是没有被感兴趣的对象散射的直射辐射具有不同的灵敏度。这种不同的灵敏度可以被理解为，由于防散射栅引入了具有相对高的空间频率的结构性噪声。尽管在起初敏感度的差异并不大，但是已经证明，这些差异足够大以产生环型伪影。配置有防散射栅的X-射线探测器的不同灵敏度至少部分地由用于进一步图像处理的空间变化增益系数来补偿。因此，可以显著地减少伪影，特别是环型伪影。

必须指出，即使存在防散射栅，在获取X-射线图像时，仍然存在散射辐射的构成部分。根据尺寸、材料和被研究对象的散射属性，散射辐射与撞击到X-射线探测器上的总的X-辐射的分数在10％到100％的数量级之间。当然，防散射栅允许对散射辐射的进一步抑制。然而，该防散射栅也减少了直射辐射，从而为了获取具有相对低统计噪声的X-射线图像，必须增加被检查对象的整体辐射量。然而，在医学X-射线成像的情况下，人类通常不可接受这种辐射量的增加。

根据本发明的再一实施例，所述获得第二增益数据集的步骤包括通过对预定对象的实验记录而获取第二增益数据集，其中防止直射的X-辐射撞击到探测器上。这可以提供如下优点：可以很精确地确定散射辐射对所述对象的X-射线图像的构成部分。因此，在医学X-射线成像的情况下，可以实现患者单独的增益校准，以使得可以按照非常有效的方式去除或减少特别是环型伪影。对于直接和散射的X-射线，X-射线探测器的灵敏度的正确测量可以导致环型伪影的大量减少。

在这方面，很清楚的是，在实验数据获取期间，将被研究的对象置于X-射线源和X-射线探测器之间的辐射路径内。

有各种已知的方法来选择性地主要基于散射辐射而获得X-射线图像。一种特别有效的方式是使用X-射线阻挡设备，将该设备置于X-射线源与X-射线探测器之间。从而，在X-射线阻挡设备的阴影中测量的X-射线一定是散射的X-射线。一种更有效的方法可以通过使用准直的X-射线束来实现。从而，为了获取第二增益数据集，仅考虑探测器元件的信号，该探测器元件的信号位于直射的准直X-射线束之外。当然，为了获取完全的二维散射的X-射线图像，可以使准直的X-射线束顺序地直射到X-射线探测器上各种不同的空间区域。

根据本发明的再一实施例，所述使第一增益数据集与第二增益数据集结合的步骤包括使第一增益数据集与第二增益数据集相加。这具有的优点是：增益数据集结合是简单的算术运算，该算术运算可以使用当前公知的和广为使用的图像处理程序而简单地实现。因此，所描述的方法可以利用相当简单地对标准X-射线图像处理方法的软件修改来实现。

由于通常直接的X-辐射比散射的X-辐射更强烈，这在使用防散射栅或扫描类似人类头部的小对象时更是如此，所以第二增益数据集可以被解释为包含对于第一增益数据集的增益系数的偏移值。

根据本发明的再一实施例，所述获得第二增益数据集的步骤包括使用由X-射线探测器探测的散射的X-辐射与由X-射线探测器探测的总的X-辐射相比较的分数来估计第二增益数据集。这可以提供的优点是：为了获得第二增益数据集，对于诸如被检查的患者不需要额外的辐射量。从而，该估计程序可以是基于专家和/或经验知识，该专家和/或经验知识也可以通过与感兴趣的实际对象相对应的标准模型来获得。如今，合适的模型对于特别是人体的所有部分都可获得。这些模型包括不同材料的合成物，该合成物至少在诊断相关的能量范围内显示了与感兴趣的对象相似的X-射线衰减或X-射线吸收行为。常见材料例如是水和钙。

当然，散射辐躬的分数不仅依赖于表示模型的材料类型，该散射辐射的分数还依赖于撞击到实际对象上的X-辐射的光子能量和/或光子能量分布。然而，这些依赖性是众所周知的，从而对于每一种实验条件，可以估计适合的散射分数。对于散射的X-射线的分数，其典型值是例如30％。这意味着由X-射线探测器探测的X-辐射的70％是直射的X-辐射。

优选地，由X-射线探测器探测的散射辐射与总辐射相比较的分数在表示被检查对象的相关部分的感兴趣的区域中被估计。

根据本发明的再一实施例，散射的X-辐射的分数通过在预定的感兴趣的区域中平均散射辐射的强度来确定。这可以提供如下优点：可以在诊断相关的区域内选择性地估计散射辐射的分数。因此，伪影的减少可以集中在人体的一定部分上，以使得特别是X-射线图像内的诊断相关区域尽可能少地被恶化，以尽可能地改善诊断的可辨识性。

根据本发明的再一实施例，第二增益数据集包括表示同质的第二X-射线图像的一致像素值。这意味着第一增益数据集与非结构性的第二图像相结合。

在两个增益数据集的结合只是两个数据集的简单相加的情况下，第二增益数据集简单地表示空间常数偏移。尽管这样的空间一致偏移看起来只对增益校准具有很小的影响，但是已经证明，当执行所描述的增益校准时，可以获得大致为2的因数的伪影减少。

根据本发明的再一实施例，利用在第一X-射线图像和/或第二X-射线图像内执行的平均程序来获得一致像素值。这可以提供如下优点：可以使用相当简单的数学运算来获得非结构性的第二X-射线图像，从而获得适合的一致增益校正因数，这将获得减少的X-射线图像伪影。从而，在第一和/或第二X-射线图像内，可以在至少预定的感兴趣的区域内执行平均程序。

根据本发明的再一实施例，所述使第一增益数据集和第二增益数据集结合的步骤包括使第一增益数据集与第二增益数据集相加。这具有的优点是：增益数据集的结合是简单的算术运算，其可以在当前已知的和广泛使用的图像处理程序中被简单地实现。因此，所描述的方法可以通过相当简单的对标准X-射线图像处理方法的软件修改来实现。

根据本发明的再一实施例，所述使第一增益数据集与第二增益数据集相加的步骤包括：(a)考虑具有第一加权因子的第一增益数据集，该第一加权因子表示直射辐射与撞击到X-射线探测器上的总辐射相比较的分数；以及(b)考虑具有第二加权因子的第二增益数据集，该第二加权因子表示散射辐射与撞击到X-射线探测器上的总辐射相比较的分数。这样的对两个数据集的适当加权可以提供以下优点：可以获得明显改进的增益校准，导致特别是环型伪影的进一步减少。

根据本发明的再一方面，描述了一种用于获得被检查对象的增益校正的X-射线图像的方法。所描述的方法包括如下步骤：(a)通过执行上述方法的示例性实施例来确定表示二维X-射线探测器增益系数的增益数据集；(b)获取表示被检查对象的X-射线图像的第三数据集，该被检查对象被插入在X-射线源和X-射线探测器之间；(c)通过增益数据集除(divide)第三数据集来获得表示被检查对象的增益校正图像的增益校正数据集。

本发明的该方面基于这样一种构思：通过执行用于确定增益数据集的上述方法或执行上述方法的实施例，可以获得改善的X-射线图像，该改善的X-射线图像显示了显著减少的伪影。

根据本发明的实施例，所获得的X-射线图像用于被检查对象的三维重构。从而，当然在不同投射角度下获取的多个不同的增益校正的数据集可以用于三维图像重构。优选地，通过执行上述方法，已经获得了所有这些增益校正的数据集，上述方法用于获得被检查对象的增益校正的X-射线图像。

在这一方面，需要指出的是，与在二维X-射线图像中相比，例如不期望的环型结构的图像伪影通常在三维重构的图像中更明显。在这方面已经证明，即使结构性噪声在二维X-射线图像中不可见，但在相应对象的三维表示中也是明显的，其中所述图像重构基于许多这样的二维图像。因此，上述方法可以广泛用于显著地改进三维重构图像的质量。特别地，上述方法对于所谓的三维低对比度X-射线成像提供了伪影的显著减少，其中由于低对比度图像，伪影减少使产生的图像质量产生了特别显著的改进。

已经指出，三维图像重构可以基于一系列不同的投射二维图像，该二维图像已经通过例如公知的计算机体层摄影装置获得。然而，由于最近已经改进了现代C型臂系统的机械精度，所以用于三维图像重构的二维X-射线图像也可以通过使用现代C型臂系统来获得。

根据本发明的另一方面，提供一种用于确定表示二维X-射线探测器增益系数的增益数据集的数据处理设备，该二维X-射线探测器特别是用于医学X-射线成像的二维X-射线探测器阵列。该数据处理设备包括：(a)适于执行上述方法的示例性实施例的数据处理器；以及(b)用于存储表示第一X-射线图像的第一增益数据集和表示第二X-射线图像的第二增益数据集的存储器。

根据本发明的另一方面，提供一种医学X-射线成像装置。该医学X-射线成像装置特别是计算机体层摄影扫描仪或C型臂系统。该医学X-射线成像装置包括上述的数据处理设备。

根据本发明的另一方面，提供一种计算机可读介质，其上存储有用于确定表示二维X-射线探测器增益系数的增益数据集的计算机程序，该二维X-射线探测器特别是用于医学X-射线成像的二维X-射线探测器阵列。当该计算机程序通过数据处理器执行时，该计算机程序适于实现上述方法的示例性实施例。

根据本发明的再一方面，提供一种用于确定表示二维X-射线探测器增益系数的增益数据集的程序单元，该二维X-射线探测器特别是用于医学X-射线成像的二维X-射线探测器阵列。当该程序单元由数据处理器执行时，该程序单元适于实现上述方法的示例性实施例。

该计算机程序单元可以实现为以任何适合的编程语言描述的计算机可读指令代码，该编程语言例如是JAVA、C++，并且可以将该计算机程序单元存储在计算机可读介质上(可移除盘、易失性或非易失性存储器、嵌入式存储器/处理器等)。该指令代码用于对计算机或其它可编程设备进行编程以执行期望的功能。该计算机程序可以从网络上获取，例如可从其上下载该计算机程序的万维网。

已经注意到，已经参照不同的主题描述了本发明的实施例。特别地，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，熟悉本领域的技术任意将会从上面和以下的描述中了解到，除非特别说明，除了属于一种类型主题的特征的任意组合之外，在涉及不同主题的特征之间也可以进行任意组合，特别地，方法类型的权利要求的特征与装置类型的权利要求的特征之间的任意组合都被认为由本申请所公开。

本发明的上述方面和其它方面通过后面将要描述的实施例示例并且参照对实施例示例的解释而将变得很明显。下面将参照实施例示例来更加详细地描述本发明，但是本发明并非局限于此。

附图说明

图1示出了计算机体层摄影(CT)系统的简化示意图，该系统适于执行依赖于散射分数的增益校准；

图2a示出了医学C型臂系统的侧视图，该系统适于执行依赖于散射分数的增益校准；

图2b示出了图2a中所示的X-射线摆动臂的透视图；

图3示出了包括X-射线源和二维X-射线探测器的医学X-射线成像系统的简化图，该系统配备有防散射栅。

图4示出了根据本发明优选实施例用于执行依赖于散射分数的增益校准的方法步骤流程图；

图5示出了适于执行依赖于散射分数的增益校准的数据处理设备；

图6a示出了通过采用公知的增益校准而获得的二维X-射线图像；以及

图6b示出了根据本发明优选实施例通过采用依赖于散射的增益校准而获得的二维X-射线图像。

具体实施方式

附图中的解释是示意性的。注意到，在不同的附图中，相似或相同的元件具有相同的附图标记或其附图标记中仅第一数字不同于相应的附图标记。

图1示出了计算机体层摄影装置100，该装置也被称为CT扫描仪。CT扫描仪100包括可围绕旋转轴102旋转的台架101。台架101利用电机103来驱动。

附图标记105表示例如X-射线源的辐射源，该辐射源发射多色辐射107。CT扫描仪100进一步包括孔径系统106，该孔径系统106使由X-射线源105发射的X-辐射形成辐射束107。由辐射源105发射的辐射束的光谱分布可以由过滤元件(未示出)进一步改变，将该过滤元件设置为靠近孔径系统106。

使可以是锥形或扇形束107的辐射束107直射以穿过感兴趣的区域110a。根据在此描述的实施例，感兴趣的区域是患者110的头部110a。

将患者110置于平台112上。将患者的头部110a置于台架101的中心区域中，该中心区域表示CT扫描仪100的检查区域。在穿过感兴趣的区域110a之后，辐射束107撞击到辐射探测器115上。为了能够抑制由患者的头部110a散射的X-辐射以及以倾斜的角度撞击到X-射线探测器的X-辐射，提供有未描述的防散射栅。该防散射栅优选地位于探测器115的正前方。

将X-射线探测器115置于台架101上，与X-射线管105相对。探测器115包括多个探测器元件115a，其中每个探测器元件115a都能够探测已经通过患者110的头部110a的X-射线光子。

在扫描感兴趣的区域110a期间，X-射线源105、孔径系统106和探测器115随着台架101一起沿着由箭头117所指的旋转方向旋转。为了旋转台架101，将电机103连接到电机控制单元120，该电机控制单元120本身被连接到数据处理设备125。数据处理设备125包括重构单元，该重构单元可以通过硬件和/或软件实现。重构单元适于基于在各种观察角度下获得的多个2D图像来重构3D图像。

此外，数据处理设备125也用作控制单元，该控制单元与电机控制单元120通信以调整台架101的运动与平台112的运动。通过电机113实现平台112的线性位移，该电机113也连接到电机控制单元120。

在CT扫描仪100的操作期间，台架101旋转并且同时平台112平行于旋转轴102而线性移动，以执行对感兴趣的区域110a的螺线扫描。应该注意到，也可以执行圆形扫描，在圆形扫描中没有沿平行于旋转轴102的方向的位移，而只有台架101围绕旋转轴102的旋转。从而，能够以高精确度测量头部110a的片段。患者头部的更大三维表示可以通过在分立的步骤中平行于旋转轴102顺序移动平台112而获得，对应于每个分立的平台位置已经执行至少一半的台架旋转。

将探测器115耦合到预放大器118，预放大器118本身耦合到数据处理设备125。数据处理设备125能够基于在不同投射角度处获取的多个不同的X-射线投射数据集来重构患者头部110a的3D表示。

为了观察患者头部110a的重构的3D表示，提供有耦合到数据处理设备125的显示器126。此外，3D表示的透视图的任意片段还可以通过也耦合到数据处理设备125的打印机127打印出来。进而，数据处理设备125也可以耦合到图像存档和通信系统128(PACS)。

应该注意到，监视器126、打印机127和/或位于CT扫描仪100内的其它设备可以设置在计算机体层摄影装置100本地。或者，这些部件可以远离CT扫描仪100，例如在研究所或医院内的其它位置，或者在经由诸如因特网、虚拟私人网络等的一个或多个可配置网络链接到CT扫描仪100的完全不同的位置中。

参照附图中的图2a和2b，根据本发明另一实施例的医学X-射线成像系统200是所谓的C型臂系统。C型臂系统200包括通过机器人类型的臂208支撑在患者平台212附近的摆动臂扫描系统201。在摆动C型臂201内设置有X-射线管205和X-射线探测器215。设置和配置X-射线探测器215以探测已经通过患者210的X-射线207。进而，X-射线探测器215适于生成代表其强度分布的电信号。通过移动摆动臂201，X-射线管205和X-射线探测器215可以相对于患者210放置在任何期望的位置和取向。

为了能够抑制由患者210散射的X-辐射以及以倾斜的角度撞击到X-射线探测器215上的X-辐射，可以提供未描述的防散射栅。该防散射栅可以位于探测器215的正前方。

C型臂系统200进一步包括控制单元229和数据处理设备225，上述二者均位于工作站或个人电脑230内。控制单元229适于控制C型臂系统200的操作。数据处理设备225适于执行根据本发明优选实施例的依赖于散射分数的增益校准方法。

应该指出，C型臂系统200的机械精度可以足够好，以允许基于多个不同的投射二维图像来进行患者210的三维图像重构，该投射二维图像通过使用高精度的C型臂系统200获得。

图3示出了包括X-射线源305和二维X-射线探测器315的医学X-射线成像系统300的简化视图，该系统配备有防散射栅316。防散射栅316包括多个不同的薄片316a，这些不同的薄片316a以相对于X-射线源305对齐的方式取向。薄片316a优选地由铅制成，将铅置于未描述的由诸如塑料的X-射线透明材料制成的基体(matrix)内。薄片316a具有大致3毫米的高度和大致0.1毫米的厚度。然而，显然，对于防散射栅，也可以应用其它几何尺寸。

通常，薄片316a的光栅结构不适于相邻X-射线探测元件315a之间的空隙。这在医学X-射线成像系统300是C型臂系统时更是如此，这是因为C型臂系统通常包括具有大致0.18毫米的典型像素尺寸的探测器。与之相比，薄片316a具有通常为每毫米8的封装密度。然而，薄片316a的光栅结构也可以适于X-射线探测元件315a的光栅结构。这在医学X-射线成像系统300是CT扫描仪时更是如此。

防散射栅316用于阻挡X-射线307c，该X-射线307c由X-射线管305产生并且在分别到达探测器315和栅316之前已经被患者310的核散射，从而X-射线307c的传播方向被显著改变。进而，假设防散射栅316使直射的X-射线307a进入到探测器315。然而，防散射栅316并不完美以致会发生这种情况：即使散射的X-射线307b已经明显地改变了其传播方向，但是该X-射线307b也会到达探测器316。

图4示出了根据本发明优选实施例用于执行依赖于散射分数的增益校准的方法流程图。该方法从步骤S1开始。

在接下来的步骤S2中，执行表示空白X-射线图像G(x，y)的第一增益数据集的数据获取。从而，X-射线源发射X-辐射，由于X-射线源和X-射线探测器之间没有任何检查对象，该X-辐射主要作为直射辐射而撞击到探测器上。由X-射线探测器探测的散射辐射分数可以被忽略，因为在相关诊断能量范围内，空气对于X-射线来说只是很弱的散射介质。为了允许精确的增益校正，在获取第一增益数据集期间使用防散射栅。该方法继续到步骤S3。

在步骤S3，执行表示被检查对象的X-射线图像I(x，y)的第三数据集的数据获取。从而，使用防散射栅以减少作用于X-射线图像的散射辐射分数。该方法继续到步骤S4。

在步骤S4，确定在预定的感兴趣的区域中空白X-射线图像G(x，y)的平均强度<G(x，y)>。从而，该感兴趣的区域对应于X-射线图像I(x，y)内的诊断相关区域。该方法继续到步骤S5。

在步骤S5，在预定的感兴趣的区域中估计I(x，y)的散射辐射的分数X。从而，基于专家知识进行估计。该估计可以通过对入射到被检查对象的X-辐射的散射行为的计算进行支持。该计算可以通过使用适当的标准模型来执行，该标准模型与实际的被检查对象相比较表现出类似的X-射线散射属性。该方法继续到步骤S6。

在步骤S5，执行增益校正的X-射线图像I’(x，y)的计算。从而，使用下面的等式(1)：

$I^{\&prime;}(x,y)=\frac{I(x,y)}{G(x,y)+<G(x,y)>\&CenterDot;X}---\left(1\right)$

可以将“<G(x，y)>·X”项理解为第二增益数据集，该第二增益数据集表示仅具有一个具体增益值的同质增益图像。由于散射辐射的影响通常小于直射辐射的影响，“<G(x，y)>·X”项表示偏移值，该偏移值考虑作用于所获取的X-射线图像I(x，y)的散射辐射的分数。

最后，该方法在步骤S7处结束。

所描述的方法具有如下优点：显著地减少了X-射线图像伪影并且特别是环型伪影。进而，所描述的方法可以通过应用相当简单的算术运算来执行。因此，所描述的依赖于散射分数的增益校正方法可以通过当今公知的并且广泛应用的图像处理例程来容易地实现。

图5示出了适于执行上述依赖于散射分数的增益校准的数据处理设备525。数据处理设备525包括中央处理单元(CPU)或图像处理器561。图像处理器561连接到存储器562，该存储器562用于临时存储所获取的投射数据。图像处理器561经由总线系统565连接到多个输入/输出网络或诊断设备，诸如CT扫描仪或C型臂系统。此外，图像处理器561连接到例如计算机监视器的显示设备563，用于显示信息或由图像处理器561重构的一个或多个图像。操作者或用户可以经由键盘564和/或图5中未描述的任何其它输出设备而与图像处理器561交互。

图6a示出了患者头部675的二维X-射线图像671，其中X-射线图像671通过采用公知的增益校准方法获取。在所示的患者头部675的中央，会清楚地看见伪影环型结构676。

图6b示出了二维X-射线图像672，该图像672通过采用上面根据本发明优选实施例描述的明显改善的增益校准方法获取。从而，已经考虑了与直射的X-辐射相比对于散射的X-辐射的不同增益灵敏度。在患者的头部675内，仍热可见伪影环型结构677。然而，与图6a所示的环型结构676相比，很明显，该环型结构不太显著。

应该注意到，术语“包括”不排除其它元件或步骤，并且“一”或“一个”不排除多个。而且，可以组合结合不同实施例描述的元件。还应该注意，权利要求书中的附图标记不应该被理解为限制该权利要求书的范围。

为了概括本发明的上述实施例，可以声明：

上面描述了对于二维X-射线探测器315的增益校准，其中单独地测量和估计对于散射辐射307b和直射辐射307a的增益系数。可以对适当的散射分数应用加权平均。与公知的增益校准方法相比，依赖于散射分数的增益校准方法在X-射线图像中产生更少的环型伪影，其中公知的增益校准方法不考虑到达X-射线探测器315的散射辐射的分数。

附图标记列表：

100医学X-射线成像系统/计算机体层摄影装置

101台架

102旋转轴

103电机

105X-射线源/X-射线管

106孔径系统

107辐射束

110感兴趣的对象/患者

110a感兴趣的区域/患者的头部

112平台

113电机

115X-射线探测器

115a探测器元件

117旋转方向

118脉冲鉴别单元

120电机控制单元

125数据处理设备(包括重构单元)

126监视器

127打印机

128图像存档和通信系统(PACS)

200医学X-射线成像系统/C型臂系统

201摆动臂扫描系统/C型臂

205X-射线源/X-射线管

207X-射线

208机器人类型的臂

210感兴趣的对象/患者

212平台

215X-射线探测器

225数据处理设备

229控制单元

230工作站/个人电脑

300医学X-射线成像系统

305X-射线源/X-射线管

307a直射束

307b到达探测器315的散射束

307c由防散射栅361阻挡的散射束

310感兴趣的对象/患者

315X-射线探测器

315a探测器元件

316防散射栅

S1开始

S2步骤2

S3步骤3

S4步骤4

S5步骤5

S6步骤6

S7结束

525数据处理设备

561中央处理单元/图像处理器

562存储器

563显示设备

564键盘

565总线系统

671没有改善的增益校准的患者头部的二维X-射线图像

672具有改善的增益校准的患者头部的二维X-射线图像

675患者头部

676伪影环型结构

677减少的伪影环型结构

Claims (17)

1.一种用于确定表示二维X-射线探测器(115，215，315)的增益系数的增益数据集的方法，所述方法包括以下步骤：

提供表示第一X-射线图像(G(x，y))的第一增益数据集，所述第一X-射线图像(G(x，y))由直射的X-辐射(307a)产生，所述直射的X-辐射(307a)从X-射线源(105，205，305)发射并且在不存在预定对象(110，210，310)的情况下由所述X-射线探测器(115，215，315)探测；

获得表示第二X-射线图像的第二增益数据集，所述第二X-射线图像基于散射的X-辐射(307b)，所述散射的X-辐射(307b)从所述X-射线源(105，205，305)发射并且在存在所述预定对象(110，210，310)的情况下由所述X-射线探测器(115，215，315)探测，其中，获得第二增益数据集包括通过使用由所述X-射线探测器(115，215，315)所探测的散射的X-辐射与由所述X-射线探测器(115，215，315)所探测的总的X-辐射相比较的分数而估计所述第二增益数据集；以及

使所述第一增益数据集与所述第二增益数据集结合以给出所述增益数据集。

2.根据权利要求1所述的方法，其中，

结合防散射栅(316)来使用所述X-射线探测器(115，215，315)。

3.根据权利要求1所述的方法，其中，

所述获得第二增益数据集的步骤包括：

通过对所述预定对象(110，210，310)的实验记录而获取所述第二增益数据集，其中防止直射的X-辐射(307a)撞击到所述X-射线探测器(115，215，315)上。

4.根据权利要求1所述的方法，其中，

利用在预定的感兴趣的区域内平均所述散射的X-辐射的强度来确定所述分数。

5.根据权利要求1所述的方法，其中，

所述第二增益数据集包括表示同质的第二X-射线图像的一致像素值。

6.根据利要求5所述的方法，其中，

利用平均程序获得所述一致像素值，在所述第一X-射线图像和/或所述第二X-射线图像内执行所述平均程序。

7.根据权利要求1所述的方法，其中，

所述使所述第一增益数据集与所述第二增益数据集结合的步骤包括：

使所述第一增益数据集与所述第二增益数据集相加。

8.根据利要求7所述的方法，其中，

所述使所述第一增益数据集与所述第二增益数据集相加的步骤包括：

考虑具有第一加权因数的所述第一增益数据集，所述第一加权因数表示所述直射的X-辐射(307a)与撞击到所述X-射线探测器(115，215，315)上的所述总的辐射相比较的分数；并且

考虑具有第二加权因数的所述第二增益数据集，所述第二加权因数表示所述散射的X-辐射(307b)与撞击到所述X-射线探测器(115，215，315)上的所述总的辐射相比较的分数。

9.根据利要求1所述的方法，还包括以下步骤：

获取表示所述预定对象(110，210，310)的X-射线图像的第三数据集，所述预定对象被插入在所述X-射线源(105，205，305)和所述X-射线探测器(115，215，315)之间；以及

通过将所述第三数据集除以所述增益数据集而获得表示所述预定对象(110，210，310)的增益校正图像的增益校正数据集。

10.根据权利要求9所述的方法，其中，

所述获得的X-射线图像用于所述预定对象(110，210，310)的三维重构。

11.根据权利要求1所述的方法，其中，所述二维X-射线探测器(115，215，315)是用于医学X-射线成像的二维X-射线探测器阵列(115，215，315)。

12.一种数据处理设备，用于确定表示二维X-射线探测器(115，215，315)的增益系数的增益数据集，所述数据处理设备(560)包括：

适于执行如权利要求1所述的方法的数据处理器(561)；以及

存储器(562)，所述存储器(562)用于存储：

-表示所述第一X-射线图像的所述第一增益数据集；和

-表示所述第二X-射线图像的所述第二增益数据集。

13.根据权利要求12所述的数据处理设备，其中，所述二维X-射线探测器(115，215，315)是用于医学X-射线成像的二维X-射线探测器阵列(115，215，315)。

14.一种医学X-射线成像装置，所述医学X-射线成像装置(100，200)包括：

根据权利要求12所述的数据处理设备(560)。

15.根据权利要求14所述的医学X-射线成像装置，包括计算机体层摄影扫描仪(100)或C型臂系统(200)。

16.一种用于确定表示二维X-射线探测器(115，215，315)的增益系数的增益数据集的装置，所述装置包括：

提供表示第一X-射线图像(G(x，y))的第一增益数据集的模块，所述第一X-射线图像(G(x，y))由直射的X-辐射(307a)产生，所述直射的X-辐射(307a)从X-射线源(105，205，305)发射并且在不存在预定对象(110，210，310)的情况下由所述X-射线探测器(115，215，315)探测；

获得表示第二X-射线图像的第二增益数据集的模块，所述第二X-射线图像基于散射的X-辐射(307b)，所述散射的X-辐射(307b)从所述X-射线源(105，205，305)发射并且在存在所述预定对象(110，210，310)的情况下由所述X-射线探测器(115，215，315)探测，其中，获得第二增益数据集的所述模块包括通过使用由所述X-射线探测器(115，215，315)所探测的散射的X-辐射与由所述X-射线探测器(115，215，315)所探测的总的X-辐射相比较的分数而估计所述第二增益数据集的模块；以及

使所述第一增益数据集与所述第二增益数据集结合以给出所述增益数据集的模块。

17.根据权利要求16所述的装置，其中，所述二维X-射线探测器(115，215，315)是用于医学X-射线成像的二维X-射线探测器阵列(115，215，315)。

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