用于k边成像的医学X射线检查装置和方法

摘要

本发明涉及一种医学X射线检查装置和方法，用于执行含有显示k边吸收的材料的所关注目标的k边成像。为了允许使用不受提供很高的k速度能力限制的常规检测器技术，提出了一种方法，包括如下步骤：发射彩色X射线辐射(4；4a，4b)，用布拉格滤光器布拉格过滤所述彩色X射线辐射，以便透过所述布拉格过滤器(14；14a，14b)的辐射(16)经过所述目标(5)，在经过所述目标(5)之后检测X射线辐射，采集所述布拉格滤光器(14；14a，14b)在至少两个不同布拉格反射角下的投影数据，然后用采集的投影数据重构k边图像。

说明书

技术领域

本发明涉及一种医学X射线检查装置和用于执行包括显示k边吸收的材料的所关注目标的k边成像的相应的方法。

背景技术

常规的CT(计算机断层)成像系统测量X射线衰减，并为医学成像提供有限的对比。大多数临床应用使用造影剂以增加对比度。然而，人们希望扩大CT成像系统的信息量。

在k边成像中，使用可调的单色光源通过测量在两个或多个能量下(通常在k边前后)的衰减来检测特殊的原子，举例来说，这在H.Elleaune，A.M.Charvet，S.Corde，F.Esteve和J.F.LeBas的″Performance ofcomputed tomography for contrast agent concentration measurementswith monochromatic X-ray beams：comparison of k-edge versus temporalsubtraction″(Phys.Med.Biol.47(2002)，3369-3385)中描述过。然而，单色光源一般不适用于临床应用，要么因为它们的功率水平远离医学成像需要的功率，要么因为它们使用高能加速器的同步辐射。

WO2007/034356A2公开了一种使用常规彩色X射线源和能量分解X射线检测器的CT成像系统。对采集的数据进行适当处理，可以用某种物质组分(例如造影剂组分)、除所述物质组分外的光效应组分和除所述物质组分外的康普顿散射组分重构至少三种图像。X射线检测器为不同的能量库提供许多具有波谱灵敏度的能量分解检测信号，能量库是整个能量范围的一部分，其中所述检测信号是可利用的和所关心的。然后，扫描的目标被建模为具有第一波谱的光电效应、具有第二波谱的康普顿效应和在感兴趣的能量范围内具有k边且具有第三波谱的物质的组合。每个检测信号内的每个组分的密度长度乘积被建模为离散的线性系统，求解该系统，以至少获得所述物质的k边组分。根据在不同的检测器位置获得的所述物质的k边组分，可以用常规的重构方法来重构该物质的k边图像。

频谱CT拥有革新CT成像的潜力。尤其是k边成像能有选择性地使目标造影材料定量成像。但是通向频谱CT的主要障碍是具有很高计算速度能力的检测器的利用。

发明内容

本发明的一个目的是提供一种医学X射线检查装置和一种对应的方法，用于执行所关注目标的k边成像，所关注目标包括显示允许使用常规检测器技术的k边吸收的材料，这种常规检测器技术不受提供很高计算速度能力的上述限制。

在本发明的第一方面，提供一种医学X射线检查装置，用于进行所关注目标的k边成像，所述目标包括显示k边吸收的材料，所述医学X射线检查装置包括：

-彩色X射线源，用于发射彩色X射线辐射；

-布拉格滤光器，其设置在所述X射线源和所述目标之间的辐射路径上，以便透过所述布拉格滤光器的辐射经过所述目标；

-滤光器控制单元，用于控制所述布拉格滤光器的布拉格反射角；

-X射线检测器，用于检测经过所述目标之后的X射线辐射；

-采集控制单元，用于控制X射线源、X射线检测器和滤光器控制单元，以便在所述布拉格滤光器的至少两个不同的布拉格反射角下采集投影数据；和

-图像处理单元，用于根据采集的投影数据重构k边图像。

在本发明的其他方面，提供了一种相应的X射线检测方法。本发明的最佳实施例在从属权利要求中限定。

本发明基于如下思想，即使用常规的(彩色)X射线源和常规的X射线检测器来采集至少两组投影数据。使用在不同布拉格反射角下透过布拉格滤光器的辐射来采集这些投影数据。举例来说，在一个最佳实施例中，在某一投射角和第一布拉格反射角下采集第一组投影数据，而(优选在相同或者基本相同的投射角下)在第二布拉格反射角下采集第二组投影数据。根据采集的投影数据，可以重构所需的k边图像。这种k边图像非常合乎需要，并且举例来说，允许直接测量注入到病人体内的诸如Gd的造影剂(或者也显示k边效应的其他造影材料)。

根据一个最佳实施例，所述采集控制单元适于控制X射线源、X射线检测器和滤光器控制单元，以便从不同的投射角采集投影数据，其中从基本相同的投射角但在所述布拉格滤光器的不同布拉格反射角下采集两组投影数据，并且所述成像单元包括：

-计算单元，用于根据在基本相同的投射角下采集的所述两组投影数据之间的差异确定在所述不同布拉格反射角下与k边有关的投影数据；以及

-重构单元，用于根据所述与k边有关的投影数据重构k边图像。

因此，通过比较在不同布拉格反射角下获得的两组投影数据，可以区分由显示k边吸收的材料引起的衰减和由检查区域中的/位于检查区域中的目标引起的吸收。由于其他材料通常不像k边材料一样显示这种衰减骤增，因此可以通过比较两组投影数据进行这种区分。与k边材料有关的衰减可以估计或者计算，并且可以据此来重构k边图像。

应该指出的是，优选应该在相同的投射角下采集在不同布拉格反射角下获得的两组投影数据。但是在实践中，CT扫描器的台架连续旋转，因此在第一布拉格反射角下采集第一组投影数据和在第二布拉格反射角下采集第二组投影数据之间，X射线源已经移动一定的距离和角度。因此，实际上这两组投影数据是从基本相同的投射角采集的，这将意味着在两次(优选连续)测量之间X射线源已经有一定(小)程度的移动。

这可能引起微小的成像误差，该误差可以纠正。举例来说，在两次测量之间焦点可能稍微改变，或者获得的投影数据组可以以适当的方式被插值。

根据一个备选实施例，所述成像单元包括：

-重构单元，用于根据在第一布拉格反射角下采集的投影数据重构第一图像，并根据在第二布拉格反射角下采集的投影数据重构第二图像；以及

-计算单元，用于根据所述第一图像和第二图像之间的差异确定k边图像。

该实施例具有下列优点：不需要在不同布拉格反射角下和在相同或者基本相同的投射角下获取两组投影数据。此外，不需要像上述实施例一样进行测量以修正成像误差。

在该实施例的进一步改进中，所述采集控制单元适于控制所述滤光器控制单元，使得在采集两组投影数据期间使用的两个不同布拉格反射角引起反射辐射，在第一布拉格反射角下反射的辐射具有的光子能量比存在于目标中的造影剂的k边能量高，而在第二布拉格反射角下反射的辐射具有的光子能量比所述造影剂的k边能量低。因此，根据该实施例，透过布拉格滤光器的辐射的波谱中的谱坑优选位于k边的不同侧。优选，布拉格滤光器被控制成，波谱中的谱坑位于靠近k边的位置，这是由于k边材料在这些位置处表现出显著的吸收差异，因此采集的投影数据中的差异变得不等于零。

为了控制布拉格反射角，滤光器控制单元优选适合于控制布拉格滤光器的位置和/或定向。但是，可以有其他方式来控制布拉格反射角。在一个备选实施例中，控制单元适于控制所述布拉格滤光器和从X射线源发射的所述X射线辐射之间的角度。该角度主要负责改变布拉格反射角。

在一个简单的实施例中，滤光器控制单元包括用于控制布拉格滤光器的位置和/或定向的致动器。有各种布拉格滤光器可以利用，根据本发明可以使用它们。在一个最佳实施例中，布拉格滤光器是弯曲的，以确保X射线源发射的(扇形)射束的所有辐射束表现出相同的布拉格反射角，并显示出相同的波谱。一般来说，布拉格滤光器还可以有不同的形式，并且/或者如此定位，即对于整个X射线辐射束来说，反射角基本不变，低于该反射角，入射的X射线辐射被反射。

在一个最佳实施例中，布拉格滤光器是高取向热解石墨(HOPG)滤光器。这种HOPG滤光器具有一定的谱宽，并且提高了灵敏度。

按照本发明的另一方面，提供了一种医学X射线检查装置，用于进行所关注目标的k边成像，所述目标包括显示k边吸收的材料，所述医学X射线检查装置包括：

-两个彩色X射线源，用于发射彩色X射线辐射；

-两个布拉格滤光器，它们具有不同的布拉格反射角，每个所述布拉格滤光器设置在所述X射线源中的一个与所述目标之间的辐射路径上，以便透过所述的辐射经过所述目标；

-两个X射线检测器，用于检测经过所述目标之后的X射线辐射；

-采集控制单元，用于控制X射线源和X射线检测器，以便从不同的投射角采集投影数据；和

-图像处理单元，用于根据采集的投影数据重构k边图像。

根据本发明的这一方面，可以同时采集在两个不同布拉格反射角下获得的两组投影数据。因此，与根据上述第一方面的装置相比，需要较多硬件的优点在于数据采集需要的时间较少。

如上针对第一方面的装置所述，第二方面的这一装置也可以用相同的或者相似的实施例进一步改进。

最后，在本发明的一个方面中，提供了一种计算机程序，包括程序代码，用于控制所述医学X射线检查装置以执行所述医学X射线检查方法的步骤。

优选地，根据本发明的X射线检查装置用于直接测量造影介质，例如用在医学成像中的造影剂。这为CT成像打开了许多新的临床特征，例如绝对血量测量或者脑灌注成像。对血管造影来说，它可以增强反差，并且可以分辨注入血管内的造影剂和血管内的钙斑。举例来说，优选的造影剂包括碘或者钆(Gd)，由于在高能量下的k边效应，因此Gd更优选。本发明可以进一步用在分子成像中以重构图像，显示注入到病人体内的特殊物质，例如特殊的造影剂，这些物质只积存在某些细胞或者其他目标处，例如肿瘤细胞或者血纤维蛋白。因此根据本发明的方法有助于或者可以用于定量测量研究区内的这些细胞。

不难理解所要求保护的装置和所要求保护的方法具有如上所述的并且在如在从属权利要求中限定的相似的和/或相同的最佳实施例。

附图说明

根据如下所述的各实施例，本发明的这些和其他方面会变得显而易见，并且得以阐明。在下面的附图中：

图1显示了根据本发明的医学X射线检查装置的第一实施例；

图2展示了如图1所示的检查装置的原理；

图3显示了展示用于解释本发明的各种波谱的图表和衰减曲线；

图4显示了各种波谱的示范性曲线的图表；以及

图5显示了根据本发明的医学X射线检查装置的第二实施例。

相似的参考数字在附图中指的是相同或者相似的部件。

具体实施方式

图1显示了根据本发明的医学X射线检查装置，尤其是CT成像系统，的第一实施例。如图1所示的CT成像系统包括能够绕平行于z方向延伸的旋转轴线R旋转的台架1。辐射源2，尤其是用于发射宽能量波谱X射线的(常规)彩色X射线管，安装在台架1上。X射线管2装有准直器装置3，该装置用由X射线管2产生的辐射形成圆锥形辐射束4。辐射穿过圆柱形检查区域5中研究区内的目标(未显示)例如病人。在穿过检查区域5之后，X射线束4被射到安装在台架1上的X射线检测器单元6(在该实施例中为二维检测器)上。

台架1以优选恒定但可调节的角速度被马达7驱动。提供另一个马达8以沿平行于旋转轴线R或者Z轴线的方向移动目标，例如位于检查区域5中的病人台上的病人。这些马达7、8由控制单元9控制，例如使得辐射源2和检查区域5沿螺旋形轨迹彼此相对移动。然而，物体或者检查区域5也可以不移动，而仅仅是X射线源2旋转。

检测器6采集的数据被提供给图像处理装置1，该装置包括计算单元12和重构单元13，重构单元用于图像处理，尤其是用于重构目标(例如病人)中物质(例如造影剂)的k边图像。在临床实践中需要这种k边图像，因为它携带了特殊的信息，并且在医学图像中显示出高对比度，从而允许某些所需的应用。最后，重构的图像可以提供给用于显示图像的显示器11。图像处理装置10优选也由控制单元9控制。

根据本发明的该实施例，布拉格滤光器14被设置在X射线源2和目标之间的辐射路径中，因此透过所述布拉格滤光器14的辐射16穿过目标，而由所述布拉格滤光器14反射的辐射17未穿过目标。根据本发明，没有使用被反射的辐射17(另见图2所示的展示该原理的放大图)。

此外，根据本发明的该实施例，提供滤光器控制单元15以控制所述布拉格滤光器14的布拉格反射角。举例来说，该滤光器控制单元15可以是简单的致动器或者其他马达，借助它们可以改变所述角度，低于该角度时布拉格滤光器14处于辐射束4中。该滤光器控制单元15也由控制单元9控制，控制单元9优选还控制检测器6，以控制由检测器6采集的数据。

当该辐射束4击中布拉格滤光器(晶体)14时，如果满足布拉格条件nλ＝2dsinθ，n是任意整数，d是晶格参数，则它以波长λ和反射角θ反射光子。虽然通常用反射光束17来成像，但根据本发明，使用缺乏入射光束4的反射部分17的透射光束16。然后象在常规的CT成像系统中一样，使用透射光束16。

通过另外的致动器15，动态控制布拉格滤光器14和X射线束4之间的角度。布拉格滤光器14优选是弯曲的，以便对整个光束4来说，反射角θ保持恒定。

常规的布拉格晶体检波器在波谱中具有尖锐的反射峰，并且仅仅反射彩色光束中的一小部分。所谓的HOPG(高序热解石墨)可用于加宽该反射波谱。

下面将更详细地解释根据本发明的第一实施例采用的图像处理方案。

图3显示了展示各种波谱和吸收曲线的图表，其中E是(光子)能量，I是信号级的强度，μ是X射线衰减/吸收。图3a显示了X射线管的常规输出波谱。图3b显示了相关的透射光束波谱，由于没有反射的X射线，因此波谱中有谱坑。通过改变布拉格滤光器14的角度，谱坑的位置可以改变，如图3c所示。

根据本发明的第一实施例，用布拉格滤光器的不同的布拉格反射角进行两次连续测量。虽然理想的情况是在相同的投射角下执行这两次测量，但实际上台架通常是连续旋转的，因此X射线源2在第一次测量(用第一布拉格反射角)和第二次测量(用第二布拉格反射角)之间旋转了某一角度。由于这一事实，因此两次连续测量实际上只是在基本上相同的投射角下进行。在实际的CT系统中，每旋转一圈可以进行大约1100次测量，因此两次连续测量之间的角度差大约为0.33°。这仅仅是一个例子，因为其他CT系统可以有其他数字。

这一事实可能导致小的图像假象，但可以通过多次测量来解决。举例来说，可以在第二次测量(用第二布拉格反射角进行的)上应用插入法，以便在与进行第一次测量(用第一布拉格反射角)的投射角相等的投射角上插入这些测量。对于随后的图像处理，使用第一次测量和插入的第二次测量。交替测量是为了改变第一次和/或第二次测量的X射线源2的焦点，因此两次连续测量的辐射束尽可能多地重叠。但是也可以应用本领域公知的其他测量方法。

波谱中的谱坑最好如此选择，即它们位于来自所用造影材料(例如Gd)的k边能量的两侧。这种材料的吸收曲线如图3e所示。它包含k边处衰减的骤增。能量体系(regime)中没有k边的射束中的其他组分具有如图3d所示的平滑衰减曲线。

图4展示了X射线源2的原始波谱20的典型曲线的图表，对于第一布拉格角显示47keV(千电子伏)的谱坑的透射光束波谱21，以及对于第二布拉格角显示53keV的谱坑的透射光束波谱22。还展示了Gd的吸收曲线23，以表明波谱21，22中的谱坑位于k边的不同侧。

通过比较两次(连续)测量来区分由选择的k边材料引起的衰减，区分在计算单元12中进行。在适当校准之后，根据两次测量之差来估计与k边有关的衰减，假定该差值仅仅来自k边两侧相差悬殊的衰减，并且来自其他组分的衰减在两次测量中相同。如果由造影剂的k边引起的衰减是已知的，那么重构单元13可以将常规的图像重构方法应用到这些投影，以形成造影剂的选择图像。

一个检测元件在一个积分周期中的测量结果M可以用下式近似表示：

$M\approx \int R\left(E\right)B\left(E\right)D\left(E\right)e^{-\int \mu (e,\overrightarrow{x})\mathrm{ds}}\mathrm{dE}.$

该外积分对能量波谱E求积分。R(E)是在一个积分周期内从X射线管发出的X射线通量的频谱密度。B(E)是布拉格滤光器单元有效的频谱转移函数。D(E)是检测器的频谱灵敏度。指数函数描述了扫描目标中的衰减。该自变量沿射线ds求与能量(E)和空间(x)有关的衰减的积分。

乘积R(E)B(E)D(E)＝S(E)被合起来，称为成像装置的有效频谱灵敏度。用不同的布拉格滤光器设定值B₁(E)和B₂(E)进行至少两次测量，并且测量结果和灵敏度相应地标记为M₁、M₂和S₁(E)、S₂(E)。指数中的积分在重构中被倒过来，并且它在这里不重要。只需要导出该积分的值。积分被分成由将要被识别的k边材料引起的衰减和剩余衰减，并且该衰减被分成与能量有关的部分和密度部分：

$\int \mu (E,\overrightarrow{x})\mathrm{ds}=\int f\left(\overrightarrow{x}\right)\phi \left(E\right)\mathrm{ds}+\int k\left(\overrightarrow{x}\right)\kappa \left(E\right)\mathrm{ds}=\mathrm{F\phi }\left(E\right)+\mathrm{K\kappa }\left(E\right).$

一起得到(方程1)：

M_1，2≈∫S_1，2(E)e^{-[Fφ(E)+Kκ(E)]}dE.

该公式可用于理解基本原理。如果射束中没有k边材料(K＝0)，那么测量结果M₁和M₂相似，因为φ(E)在布拉格滤光器的两中心能量(E_B1，E_B2)处相似，φ(E_B1)～φ(E_B2)。如果k边材料在射束中(K＞0)，那么相似性会受到干扰，因为k(E_B1)和k(E_B2)因E_B1和E_B2之间的k边而不同。

许多方法可用于从测量数据获得k边图像。一个方法是使用方程1中的公式，以获得系统灵敏度S₁和S₂，并粗略估计与能量相关的衰减φ(E)。由于κ(E)是众所周知的，因此得到两个非线性方程和两个未知数F和K的系统。众所周知的数值方法可用于求解。如果F和K是已知的，那么常规的重构方法可用于计算有关图像。

另一个方法是根据意义明确的模型进行系统校准。对于许多已知的F和K的组合(F_i，K_i)，可以进行测量以得到M_1，2(F_i，K_i)。该系统特征矩阵可用于将测量结果转化为有关的衰减量(F，K)。

使用如图1所示基本相同的硬件的本发明的另一个实施例在图像区中进行测量比较。根据该实施例，例如在台架的第一次旋转过程中，在第一布拉格反射角下获得不同投射角的第一投影数据，以及例如在台架的第二旋转过程中，在第二布拉格反射角下获得不同投射角(与获得第一投影数据的投射角理论上相同)的第二投影数据。

然后进行两个测量值M_1，2的重构，两个重建图像可以根据像素x像素进行分析。该成像方法要么可以如对投影分析所述的那样用众所周知的模型的测量进行校准，要么可以进行简单的图像减色。简单的图像减色技术显示了很好的结果。

图5显示了根据本发明的医学X射线检查装置的其他实施例。不同于图1所示的实施例，该装置现在包括两个安装在台架1上的彩色X射线源2a、2b和两个对应的X射线检测器6a、6b。在该实施例中，X射线源2a、2b安装在台架1上，以便发射的射线束4a、4b的角向移位90°，但是这不是必要特征，也可以选择其他角向移位。

此外，在X射线源2a，2b和目标5之间的每个辐射束4a、4b中放一个布拉格滤光器14a、14b，它具有固定(但不同)的布拉格反射角。布拉格反射角优选选择成，使得透射光束波谱显示如图3b、3c所示的谱坑，即其中一个透射辐射束的波谱在存在于目标中的k边材料的k边之前具有谱坑，而另一个透射辐射束的波谱在所述k边材料的k边之后具有谱坑。因此，利用该实施例，通过两个X射线检测器6a、6b同时获得在不同的布拉格反射角下的两组投影数据。因此在该实施例中，不需要用于控制布拉格滤光器14a、14b的布拉格反射角的装置。

获得的投影数据的进一步处理和图像处理步骤一般与在图1所示的装置的实施例中描述的相同。尤其是，在进行图像处理以获得k边图像之前，可以比较在(基本)相同的投射角但不同的布拉格反射角下获得的投影数据。替代地，在第一步骤中重构图像，尤其是根据第一检测器6a获得的投影数据重构第一图像，而根据第二检测器6b获得的投影数据重构第二图像。然后比较重构的图像，例如相互减色，以获得所需的k开口图像。

虽然已经在附图和上述的说明书中展示并详细描述了本发明，但是这样的展示和描述被认为是说明性的或者典型的，而非限制性的；本发明不局限于所公开的实施例。通过研究附图、说明书和所附的权利要求书，对公开的各实施例所做的其他改变是可以理解的，并且可以由实施请求保护的发明的本领域熟练技术人员实施。

在权利要求书中，措词″包括″不排除其他元件或者步骤，不定冠词″一个″不排除多个。单个的元件或者其他单元有可能实现权利要求书中列举的几个零件的功能。在相互不同的从属权利要求中提到了某些测量，这仅仅是个事实，不表示这些测量合起来不能用于产生良好的效果。

根据本发明，用于实现所述检查方法和/或控制所述检查装置的计算机程序可以储存/分配在合适的介质上，例如光存储介质或者与其他硬件一起或者作为其他硬件的一部分提供的固态介质，但也可以用其他形式来分配，例如通过因特网或者其他有线的或者无线的电信系统。

权利要求书中的任何参考标记都不应被看做用于限制保护范围。