本發(fā)明涉及一種估計CT圖像中的散射效應(yīng)的方法以及體現(xiàn)該方法的裝置。這可以用來制備其中該散射的效應(yīng)被減輕的圖像。

背景技術(shù)：

CT重建是示出了患者或物體的內(nèi)部結(jié)構(gòu)的多維圖像。其是通過獲取通過患者或物體的許多x射線投影（其然后在計算過程中被用來計算將已導(dǎo)致所使用的x射線投影的集合的結(jié)構(gòu)）而制備的。

可以使用各種形式的x射線投影。可以使用單個窄射束（或者“鉛筆形射束”），其將測量x射線射束沿著該窄射束的衰減。其然后被繞著患者或物體旋轉(zhuǎn)，從而測量沿著一系列方向的衰減。這允許確定單個“切片”的內(nèi)部結(jié)構(gòu)，該切片是射束在其中旋轉(zhuǎn)的平面。更一般地，可以使用扇形射束，通常使扇形在切片的平面內(nèi)定向，這給出提供比單次測量更多的信息的一維投影。在兩種情況下，患者或物體（或x射線裝置）被垂直于切片平面編索引，以便捕捉相鄰切片并從而建立三維圖像。

在稱為“椎體束CT”或CBCT的CT的另一形式中，輻射椎體指向患者或物體并在衰減之后被二維平板檢測器檢測到以提供許多二維投影圖像。輻射源和檢測器然后圍繞著患者或物體旋轉(zhuǎn)以給出來自多個方向的圖像的所需集合。這些然后可以用來重建三維體積圖像。

無論CT掃描的類型如何，用來從投影創(chuàng)建圖像的數(shù)學(xué)算法假設(shè)到達投影圖像中的特定位置處的光子已經(jīng)沿著來自點狀輻射源的直線路徑被衰減。實際上，并且尤其是對于扇形射束和椎體束CT而言，由于散射所以情況并非如此。當x射線光子與物質(zhì)相互作用時，其可能被衰減（即被吸收），或者其可能被散射。在后一種情況下，光子在隨機方向上被再發(fā)射，并且因此可被檢測到，導(dǎo)致投影圖像中的別處的衰減的不準確測量。幸運地，x射線散射是被很好地表征的現(xiàn)象，并且因此在給定射束和其將與之相互作用的物質(zhì)的性質(zhì)的知識的情況下是相對可預(yù)測的。因此可以運行蒙特卡洛類型模擬，計算x射線光子與目標之間的許多隨機相互作用的結(jié)果，以產(chǎn)生僅散射輻射的投影圖像。然后可從由裝置捕捉的實際投影圖像減去這些圖像，產(chǎn)生一組干凈的（基本上無散射）投影圖像。這些可以被用來重建基本上無散射的CT圖像。

US 6256367公開了一種用于通過使用初始CT圖像（包括散射）作為用于蒙特卡洛模擬（其然后提供具有較少散射的改善的CT圖像）的基礎(chǔ)的一般物體幾何結(jié)構(gòu)的計算機斷層成像圖像的此類散射修正方法，其中，物體幾何結(jié)構(gòu)并不是預(yù)先已知的。在必要時可以迭代該過程直至產(chǎn)生的CT圖像開始收斂為止；US 6256367指出收斂可以是相對迅速的。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

用于去除CT圖像中的散射效應(yīng)的蒙特卡洛模擬產(chǎn)生良好的結(jié)果（尤其是在CBCT圖像中）但花費太長時間來產(chǎn)生良好的結(jié)果。理想地，對于臨床使用而言，干凈的圖像將在一分鐘或更短時間內(nèi)可用。為了產(chǎn)生蒙特卡洛結(jié)果所需的完全的計算量意味著這在當前的計算技術(shù)的情況下是不可能的，尤其是如果需要多次迭代的話。因此，我們需要一種在對模擬的質(zhì)量沒有顯著影響的情況下減少涉及到的計算負荷的方式。本發(fā)明提出了一種減少計算負擔的方式，其能夠使處理時間降低到可接受水平。

具體地，本發(fā)明基于這樣的理解，即來自散射效應(yīng)的對投影圖像的貢獻的大部分位于低頻域中。換言之，散射圖像（即僅由散射光子構(gòu)成的圖像的部分）一般地是沒有大量精細細節(jié)的平滑地變化的圖像。另一方面，蒙特卡洛技術(shù)的隨機性質(zhì)最初導(dǎo)致具有強高頻成分（視覺上，分布是“長而尖的（spiky）”）但隨著計算進行而朝著正確的輪廓逐漸地平滑的分布。此認識具有兩個含義。首先，我們及早地中斷蒙特卡洛計算，并對預(yù)測的散射圖像應(yīng)用低通空間濾波器以便去除僅僅是模擬過程的偽像的精細細節(jié)。

因此，在這方面，本發(fā)明提供了一種處理對象的多個x射線投影圖像的方法，該方法包括如下步驟：基于所述多個投影圖像來制備CT體積圖像，使用體積圖像，通過計算x射線與對象的相互作用的概率預(yù)測來估計對應(yīng)于投影圖像的至少子集的多個散射圖像，對散射圖像應(yīng)用低通空間濾波器，從每個相對應(yīng)的投影圖像減去已濾波散射圖像以產(chǎn)生已修正投影圖像；以及基于包括已修正投影圖像的一組投影圖像來準備另一CT體積圖像。

上述實現(xiàn)的第二含義是在投影圖像之間也應(yīng)用散射圖像的平滑變化性質(zhì)。因此，雖然對應(yīng)于從不同方向捕捉的投影圖像的散射圖像確實相互不同，但隨著方向改變的散射圖像的變化是平滑變化而不是突然變化。這意味著根據(jù)第一原理并不需要計算所有的散射圖像。替代地，可以計算散射圖像的有限集，并且可以從方向性相鄰的散射圖像對其余散射圖像中的某些或全部進行內(nèi)插（等）。

本發(fā)明因此還在另一方面提供了一種處理對象的多個x射線投影圖像的方法，包括如下步驟：基于所述多個投影圖像來制備CT體積圖像，使用體積圖像，通過計算x射線與對象的相互作用的概率預(yù)測來估計對應(yīng)于投影圖像的子集的散射圖像的第一集合，基于散射圖像的第一集合來估計與所述多個投影圖像中的其余投影圖像相對應(yīng)的散射圖像的第二集合，從每個相對應(yīng)的投影圖像減去第一和第二集合的散射圖像以產(chǎn)生已修正投影圖像，以及基于已修正投影圖像來制備另一CT體積圖像。

因此，可以用兩個方式減輕計算負擔。首先，減少創(chuàng)建單獨散射圖像所需的計算量，因為可以比否則的情況更早地停止蒙特卡洛過程，并且然后對圖像進行平滑化以創(chuàng)建可用的散射圖像。其次，減少需要計算的圖像的數(shù)目，因為可以從相鄰圖像推斷圖像的比例。連同諸如現(xiàn)代圖形處理器單元之類的現(xiàn)有技術(shù)計算硬件一起，這可以提供小于一分鐘的總處理時間。

當然，我們的偏好是針對要采用的這兩個技術(shù)。然而，每個技術(shù)相比于先前已知的技術(shù)都提供顯著的優(yōu)點，并且每個可以被獨立地使用。有時，隨著可用計算能力的增加，可能只需要采用該技術(shù)中的一者或另一者。然而，在使用兩個技術(shù)的情況下，總體過程變成：

i. 重建投影圖像以提供體積重建

ii. 通過對每個體素分配材料類型來將體積分段

iii. 通過計算x射線與對象的相互作用的概率預(yù)測來估計與投影圖像的子集相對應(yīng)的散射圖像的第一子集，并對散射圖像應(yīng)用低通空間濾波器

iv. 基于散射圖像的第一集合，估計與未被包括在所述子集中的投影圖像相對應(yīng)的散射圖像的第二子集；

v. 針對每個投影圖像，減去相對應(yīng)的散射圖像以提供已修正投影圖像。

理想地，迭代步驟（i）至（v），在第一迭代之后的迭代對從先前的迭代輸出的已修正投影圖像進行操作。在每次迭代之后，可以將該迭代的已修正投影圖像與先前的迭代的已修正投影圖像相比較，并且如果差在閾值以下，則停止迭代。

如果感覺必要的話，可以在步驟（iv）之后對投影圖像應(yīng)用降噪算法。

附圖說明

現(xiàn)在將參考附圖以示例的方式描述本發(fā)明的實施例，在所述附圖中：

圖1示出了典型的組合放射療法和CT掃描裝置；

圖2圖示出散射；

圖3圖示出CT重建的現(xiàn)有方法；

圖4圖示出散射估計和修正的現(xiàn)有方法；

圖5是示出了利用進一步的迭代的蒙特卡洛模擬的發(fā)展的簡單示例；

圖6圖示出本發(fā)明的濾波技術(shù)的概念；

圖7圖示出本發(fā)明的擬合技術(shù)；

圖8和9圖示出圖7的技術(shù)的變化；以及

圖10概括了處理過程。

具體實施方式

參考圖1，示出了常規(guī)放射治療裝置。這包括可繞著橫軸旋轉(zhuǎn)的垂直布置的構(gòu)臺10?；颊咧误w12剛好被放置在該軸下面并承載患者14?；颊咧误w12通常可在足夠的自由度上調(diào)整以根據(jù)要求對患者進行定位，使得患者的目標區(qū)域被相對于裝置正確地定位。放射治療源16被安裝在構(gòu)臺10上，并朝著患者14發(fā)射通常具有1 MeV或以上的光子能量的治療輻射射束。此類輻射對組織有害，并且如果被適當?shù)刂敢梢詫χT如患者體內(nèi)的腫瘤之類的病變具有治療效果。為了使輻射對病變的影響最大化并使其對周圍健康組織的影響最小化，用源16內(nèi)的準直儀來使射束瞄準，并且源本身被構(gòu)臺圍繞著患者旋轉(zhuǎn)。射束的劑量率、其方向以及其準直在治療期間全部根據(jù)預(yù)定的治療計劃進行控制，以便向患者遞送三維劑量分布。

為了創(chuàng)建治療計劃，需要有患者的內(nèi)部結(jié)構(gòu)的先驗知識，并且為此，裝置還具有椎體束CT掃描能力。這是由診斷源18提供的，該診斷源18也被安裝在構(gòu)臺10上并朝著患者14指引具有1-100 keV的明顯較低光子能量的第二射束。其在被患者14衰減之后被與診斷源18相對地安裝在構(gòu)臺10上的平板檢測器20檢測到。在治療之前，可使診斷源繞著患者旋轉(zhuǎn)以便從一定范圍的方向捕捉到一系列的二維投影圖像。然后可以用被適當編程的計算設(shè)備以已知方式對這些進行重建，以便導(dǎo)出導(dǎo)致投影圖像的內(nèi)部結(jié)構(gòu)—所謂的“計算機斷層成像”或CT掃描。

還可存在用于治療射束的第二平板檢測器22，以提供某種成像能力并在治療期間充當質(zhì)量控制檢查。

上述布置通常被稱為椎體束CT掃描儀或CBCT掃描儀，因為被用來獲得投影圖像的射束是在檢測器20上投射二維投影圖像的椎體束。其它類型的CT掃描儀使用投射一維圖像的扇形射束和投射單個光斑圖像的鉛筆形射束；本發(fā)明同樣地適用于這些布置，雖然在CBCT的情況下散射的問題更加明顯。同樣地，雖然所圖示裝置使用基于線性加速器的單個輻射源，但本發(fā)明適用于使用其它類型的源的裝置，并且適用于多源設(shè)備，諸如采用如（例如）在US 7,729,473中描述的多個固定源的我們的“Gammaknife”設(shè)備。

因此，所獲得的CT掃描可以在治療計劃的準備中使用。因此期望高質(zhì)量CT掃描以便獲得高質(zhì)量治療計劃。圖2圖示出散射的這樣做時的一個問題。在從投影圖像重建CT體積圖像時進行的假設(shè)是射線24沿著從源18到平板檢測器20上的撞擊點26的直線（且同樣地針對檢測器20中的所有其它像素）被衰減。然而，x射線可以被與之相互作用的物質(zhì)吸收，并且然后在隨機方向上作為散射輻射而再發(fā)射。因此，可存在其它射線28、30、32，其在與患者支撐體或患者的相互作用之后在已被散射一次或多次之后到達同一像素26處。這些將增加射束強度并影響投影圖像。因此，當投影圖像32的集合（圖3）被提供給計算設(shè)備34以實現(xiàn)到CT體積圖像36的重建時，在體積圖像36中將存在偽像。

這可以通過估計單獨地由散射引起的對投影圖像的貢獻來在計算上克服，如圖4中所示。從體積圖像36（如在US 6,256,367中提出的）或者從患者、患者支撐體等的先驗知識或者從到患者和患者支撐體（等）的合理近似開始，可以由計算設(shè)備38運行模擬，在計算設(shè)備38中遵循散射光子的路徑，并記錄其對投影圖像的貢獻。然后針對大量光子（通常為10⁹個光子）重復(fù)此過程，在其之后產(chǎn)生“散射圖像”，該散射圖像對應(yīng)于在被用于模擬的同一取向上獲取的投影圖像，其僅示出了由散射效應(yīng)產(chǎn)生的圖像的一部分。然后可以從投影圖像減去此散射圖像以便產(chǎn)生不包括散射效應(yīng)的已修正投影圖像。然后可以重復(fù)該過程以創(chuàng)建一組已修正投影圖像40，其可以被饋送到計算設(shè)備42以便重建成已修正CT體積圖像44。

在（如在US 6,256,367中）使用第一CT掃描作為用于散射估計的基礎(chǔ)的情況下，可能必須使用已修正CT體積圖像作為用于第二散射估計的基礎(chǔ)來迭代該過程，以產(chǎn)生更準確的散射圖像，可以將該散射圖像從原始投影圖像減去以提供用于另一CT體積圖像的基礎(chǔ)。

很明顯，在此過程中涉及到的計算量是非常大的。然而，當（如在圖1中）在組合CT成像和放射治療裝置上執(zhí)行該過程時，將期望實時地執(zhí)行計算，使得在捕捉到投影圖像之后，在結(jié)果可用并且治療可以開始之前僅存在可能一分鐘左右的短延遲。應(yīng)注意的是治療計劃的準備常常是漫長的過程，因此緊接著在治療之前獲取的CT掃描常常是通過患者被正確地定位（且是正確的患者）的檢查，并且要檢測自從計算治療計劃以來的任何變化，其可能要求治療計劃的調(diào)整。

圖5圖示出減少計算負荷的一個方式背后的原理。其示出蒙特卡洛估計的簡單示例的結(jié)果，即兩個標準六面骰子的總數(shù)的預(yù)測的結(jié)果。眾所周知的是最可能是結(jié)果是12的最大值之中的7，并且因此要預(yù)期的輪廓是7處的峰值，該輪廓在7的每一側(cè)朝著2的最小值和12的最大值下降。圖5示出了模擬不同數(shù)目的投骰子之后的一系列輪廓。因此，最前面的輪廓46示出了50次投擲之后的結(jié)果，在其后面的是100、250、500、1000和2000次投擲時的結(jié)果，在最后輪廓48處終止，最后輪廓48是4000次模擬投擲之后的結(jié)果。可以看到輪廓最初是相當不規(guī)則的，但是最終在約2000次投擲之后穩(wěn)定到平滑輪廓。更早的估計全部顯示了大致正確的輪廓，但是在其內(nèi)部具有變化量的高頻噪聲。

散射是個類似問題，因為結(jié)果是平滑地變化的信號。因此，我們可以進行更早的估計，例如在10⁶個光子而不是10⁹個光子的情況下，并且應(yīng)用低通濾波器來去除作為蒙特卡洛過程的偽像的隨機不規(guī)則性。具體地，可以使用頻域中的低通濾波器，其使用被定義為下式的三階2D巴特沃斯濾波器：

其中，u_cut和v_cut是截止頻率，并且N_B是巴特沃斯濾波器的階數(shù)。為了確定最佳濾波器截止值，可以采用簡單的蠻力優(yōu)化。

因此，不是等待在運行理想數(shù)目的光子模擬之后完成模擬，而是可通過應(yīng)用低通濾波器而使其早早地中斷并達到有用的質(zhì)量水平。圖6非常示意性地示出了這一點；在隨著時間54推移而改善質(zhì)量52方面示出了模擬50的進展。不是等待單獨的模擬過程來滿足所需的準確度56，而是可早早地在58處停止模擬并應(yīng)用濾波器以便在早得多的階段60處產(chǎn)生可用的模擬。

以散射在一個投影圖像內(nèi)平滑變化的相同方式，其由于類似原因而也跨投影圖像平滑變化。因此，如圖7中所示，還可能通過僅計算所需散射圖像的一部分來減少計算負荷。一組投影圖像62被饋送到上述計算過程（圖3和4）以便產(chǎn)生一組散射圖像64。然而，僅針對每隔一個投影圖像準備了散射圖像，在這種情況下，當投影圖像被按照角順序布置時為第一、第三、第五（等）投影圖像66。然后由計算過程70產(chǎn)生散射圖像的不完全集合68，其包含對應(yīng)于第一、第三、第五（等）投影圖像的散射圖像。然后從該不完全集合68用內(nèi)插法來計算中間散射圖像（即對應(yīng)于第二、第四、第六等投影圖像）以創(chuàng)建完整集合64。使用傅立葉內(nèi)插法（用于根據(jù)一組離散采樣來估計連續(xù)信號的有用內(nèi)插方法）對數(shù)據(jù)進行內(nèi)插。可以通過對信號的快速傅立葉變換進行適當?shù)难a零且然后取補零數(shù)據(jù)的快速傅立葉逆變換來高效地計算傅立葉內(nèi)插。重要的是，內(nèi)插過程比蒙特卡洛估計過程快的多，即使在縮短了如上所述的蒙特卡洛過程之后。

圖7示出了針對每隔一個投影圖像準備的散射圖像，但此比例不一定是必不可少的。圖8示出了基于針對每三個投影圖像估計散射圖像的過程，并且圖9示出了針對每五個投影圖像之中的兩個估計散射圖像的過程。試錯法將確定需要計算散射圖像的什么比例和什么圖案。

因此可以遵循的總體過程如下，使測量信號為q，主要部分為p且散射為s（因此q＝p＋s）。

1. 其中，R()是給定用于每個體素的Hounsfield值的初始集合的情況下的重建算子。這些值將不是準確的，因為其未慮及散射

2. Seg()是用于通過向每個體素分配材料類型來將體積分段以允許用蒙特卡羅模擬進行散射預(yù)測的函數(shù)

3. 通過上述技術(shù)的散射貢獻的在快速圖形處理器單元上運行的蒙特卡洛確定

4. 給出了對主要貢獻的第一近似

在這里可以插入的可選步驟。由于已經(jīng)從q減去了信號的一部分，這意味著p1中的噪聲水平很可能比在q中更高。降噪算法因此可幫助保持p_x中的信號質(zhì)量。

5. 轉(zhuǎn)到1，用p1代替p，產(chǎn)生p2

6. 繼續(xù)迭代，當時退出

這在圖10上進行了概括，從左上方開始。獲取初始x射線圖像并使其經(jīng)受任何必要的預(yù)處理以使其適合于重建。然后根據(jù)那些圖像重建體積，并用作用于如在本文中公開的散射計算的基礎(chǔ)。根據(jù)需要對這樣獲得的散射圖像進行后處理，例如以去除噪聲，并從x射線圖像減去散射。然后從已修正圖像重建體積，其將是改善的重建，因為其基于較少經(jīng)受散射的圖像。這因此可以用來創(chuàng)建散射圖像的更好集合，并且因此再一次完成循環(huán)。這然后可以繼續(xù)直到在由連續(xù)循環(huán)產(chǎn)生的用于重建的圖像之間僅存在微?。?lt;ε）差異為止，在該點處，可以假設(shè)過程完成。然后體積圖像可以經(jīng)受任何必要的后處理。

因此，重要的是所有步驟都是快速的且收斂是快速的。還可注意到的是該過程是獨立的，即其不要求來自另一圖像模式的任何添加信息。通過使用用于減少計算負荷的各種方法并在圖形處理單元上執(zhí)行快速蒙特卡洛計算和快速重建兩者使得用于CBCT的“幾乎實時”迭代分布修正成為可能。

當然將理解的是在不脫離本發(fā)明的范圍的情況下可對上述實施例進行許多修改。