CN107049349A - 一种基于衰减板的锥形束ct成像*** - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种基于衰减板的锥形束CT成像***，通过在成像目标和平板探测器之间设置衰减板，来阻挡大部分来自成像目标的散射线，同时允许足够的主射线通过。通过计算投影图像中来自衰减板的散射线，并将其从投影图像中去除，从而减少散射线造成的干扰，获得清晰的重建图像。
Description
技术领域
锥形束CT成像。
背景技术
锥形束CT由于对患者的辐射剂量低、在轴向方向有更高的分辨率、结构简单和便于小型化等优点，已在越来越多的医院使用。但是由于锥形束CT射线源的容积成像原理决定了散射线将在很大程度上降低图像质量。如何去除散射，充分发挥平板探测器CT图像分辨率高的优势，是获得高分辨锥形束CT图像的关键。目前，根据散射光子获得的方式，去除散射光子的方法可以分为如下两类：
一类是基于软件的图像矫正算法，包括噪声抑制重构算法、散射分布解析算法或基于统计的散射算法。该类方法可以取得一定的效果，但也有各自的缺点，例如解析方法欠缺精度，而基于统计的蒙特卡罗算法受制于计算速度，临床应用受到限制。
另一类是基于硬件的散射校正方法。一部分基于硬件的方法直接减少到达平板探测器的散射线，比如增加成像目标和探测器之间的距离；在成像目标和探测器之间添加反散射网格；在射线源和成像目标之间添加蝶形衰减板等。在实际应用中，成像目标和平板探测器之间的距离常常是受限的。反散射网格对散射导致的杯状伪影有效，但对散射导致的条状伪影效果有限，有些情况下还会降低对比度噪声比。蝶形衰减板可以降低投影中心的散射线主射线比，同时也会增加边缘的散射线主射线比。还有一部分基于硬件的方法通过设计具有各种形状缝隙的遮挡板来估计散射分布，但是这类方法要么需要对遮挡部分额外的扫描，增加扫描时间；要么需要通过插值计算遮挡部分，损失分辨率。谢世鹏提出的《一种基于衰减板的散射校正》（电子学报2011年第7期）采用2mm均匀铝材质衰减板，衰减板位于射线源和成像目标之间，其需要带有衰减板和不带有衰减板两次成像，增加患者受到的辐射。
有些去散射方案则综合使用上述软硬件方法，但各种方法固有的不足仍限制其去散射的效果和临床应用。
发明内容
在锥形束CT成像过程中，由于X光主射线比散射线有更高的能量，因此主射线比散射线有更强的穿透能力。本发明通过在成像目标和平板探测器之间设置均匀材质的衰减板来阻挡来自成像目标的散射线。衰减板具有一定的厚度阻挡大部分来自成像目标的散射线，同时允许足够的主射线通过。主射线通过衰减板的过程中会进一步产生散射线，这使得平板探测器上投影图像的散射线成分主要来自衰减板。由于衰减板具有已知的形状，材质均匀，且与平板探测器之间的距离固定。因此通过投影图像可以快速和较准确的计算投影图像中来自衰减板散射线的成分。从投影图像中减去来自衰减板散射线的成分既为穿过衰减板的主射线成分。通过衰减板的材料和厚度计算衰减板的衰减系数，可以获得未穿过衰减板前的主射线分布。成像***利用未穿过衰减板前的主射线分布重建三维CT数据。此方法不需要二次扫描，可以减少散射线的影响，获得清晰的三维锥形束CT影像。
衰减板可以根据成像目标或扫描方式的不同，而对应不同的形状。
在计算每张投影图像中来自衰减板的散射成分时，为减少计算量通常会产生降采样的散射贡献矩阵。但是大幅度的降采样会损失散射贡献中的高频成分，实施例2中提供了一种星形散射贡献矩阵，在减少计算量的同时可以较好的保留散射贡献中心处的高频成分。
附图说明：
图1 实施例1衰减板位置示意图；
图2 实施例2衰减板位置和截面示意图；
图3 实施例2星形散射贡献矩阵示意图；
图4 实施例3衰减板位置和截面示意图。
具体实施方式：
实施例1：
本发明公开了一种基于衰减板的锥形束CT成像***，成像***由成像装置和图像重建软件组成。成像装置包含有机架和固定在机架上的x射线源（101）、衰减板（103）和平板探测器（104）。X射线源（101）发出的x线穿过成像目标（102）和衰减板（103）后在平板探测器（104）上成像（见图1）。成像***在采集图像时，通过机架围绕成像目标旋转，以获取成像目标不同角度的投影图像。成像目标（102）和平板探测器（104）之间设置有均匀材质衰减板（103），此衰减板没有任何缝隙和孔。机架旋转过程中，衰减板（103）随机架一同旋转，其到平板探测器（104）之间的距离不变。对于100KeV的X光源，衰减板（103）为均匀水等效密度材料，厚度为3cm。
由于衰减板形状规则，材质均匀，且与平板探测器之间的距离固定。因此通过预先计算的衰减板散射核函数可以快速和较准确的计算投影图像中来自衰减板的散射成分（文献”Josh Star-Lack, Mingshan Sun, et.al. Efficient scatter correction usingasymmetric kernels. Proc SPIE 7258, Medical Imaging 2009: Physics of MedicalImaging, 72581Z”中有散射计算的详细步骤）。从投影图像中减去来自衰减板散射成分既为穿过衰减板的主射线成分。通过衰减板的材料和射线穿过的厚度计算对应的衰减系数，可以获得未穿过衰减板前的主射线分布。最后利用未穿过衰减板前的主射线分布重建三维CT数据，重建算法采用FDK算法。
实施例2：
此实施例中硬件部分除了衰减板外其它与实施例1相同（见图2）。此实施例中的衰减板（201）为均匀水等效密度材料，因为图像的中心常常有更大比例的散射线，因此将衰减板的表面设计为弧形，中间有更大的厚度以更好的阻挡散射线。对于100KeV的X光源，衰减板边缘厚度为2.5mm，中心厚度为3.5mm（见图2下部衰减板截面示意图）。
一个笔形束主射线在平板探测器上的散射贡献矩阵通常是图3左侧的形式，A44为笔形束的中心，既此笔形束对所有像素（或降采样后像素）的散射贡献都要被计算，计算量很大。为减少计算量，我们参照剂量计算中的Clapsed Cone算法（见文献”Collapsed coneconvolution of radiant energy for photon dose calculation in heterogeneousmedia, Medcal Physics, Volume 16, Issue 4, 1989, pages 577-592”），设计了在平板探测器二维平面上的星形散射贡献矩阵（见图3右侧），以减小计算量。图3右侧是星形散射贡献矩阵的示意图，以B44为中心的笔形束的散射贡献被分割为灰白相间的8个方向的Cone，每个Cone中相邻弧线间的散射被集中到Cone中心轴线的像素上（例如左上角灰色Cone的散射贡献就被集中到B33、B22、B11、B00等像素上）。这样叠加或者卷积运算只需要在Cone方向上进行，大大减少了运算量。利用星形散射贡献矩阵计算得到来自衰减板散射成分后，采用和实施例1中相同的方法计算未穿过衰减板前的主射线分布，最后采用迭代的压缩感知算法重建三维CT数据。
此实施例虽然采用了8个方向Cone的星形散射贡献矩阵，但是实际应用中并不局限于8个方向Cone。可以根据计算精度和计算时间要求在不同的方向添加或减少Cone，更多的Cone方向对应更高的计算准确性，但也需要更多的计算时间。
实施例3：
许多锥形束CT具有full-fan和half-fan两种扫描模式，对较小的成像目标通常采用full-fan模式，对较大的成像目标则需要采用half-fan模式。实施例1和实施例2均为Full-fan扫描，平板探测器在中央位置。此实施例为half-fan扫描，平板探测器向一侧偏移（见图4），衰减板（401）为均匀钨材质，表面为偏心弧面，最厚处1.3mm，较薄的边缘厚1.0mm，较厚的边缘厚1.2mm（见图4下部衰减板截面示意图）。Half-fan扫描模式下，每张投影图像可获得大于一半的成像目标（402）的投影，整个扫描需要采集360度的投影图像。散射线的计算和去除方法和实施例2相同，通过未穿过衰减板前的主射线分布重建三维CT数据则采用half-fan模式专用的重建算法（见文献”Shuai Leng, et.al., Exact fan-beam imagereconstruction algorithm for truncated projection data acquired from anasymmetric half-size detector, Physics in Medicine and Biology, Volume 50,2005, pages 1805-1820”）。
Claims (6)
1.本发明公开了一种基于衰减板的锥形束CT成像***，其特征在于成像***由成像装置和图像重建软件组成，成像装置包含有机架和固定在机架上的x射线源、衰减板和平板探测器，衰减板置于成像目标和平板探测器之间，此衰减板没有任何缝隙和孔。
2.根据权利要求1所述图像重建软件，其特征在于此图像重建软件在重建三维CT数据前，计算每张投影图像中来自衰减板的散射成分。
3.根据权利要求1所述图像重建软件，其特征在于此图像重建软件在重建三维CT数据前，先根据投影图像、来自衰减板的散射成分、衰减板的材料和厚度计算未穿过衰减板前的主射线分布。
4.根据权利要求1所述图像重建软件，其特征在于此图像重建软件利用未穿过衰减板前的主射线分布重建三维CT数据。
5.根据权利要求1所述衰减板，其特征在于此衰减板为均匀材质。
6.根据权利要求2所述计算每张投影图像中来自衰减板的散射成分，其特征在于散射贡献矩阵采用星形模式。
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