一种校正CT射线束硬化伪影的方法与流程

本发明涉及一种校正ct射线束硬化伪影的方法，本发明属于图像处理技术领域。

背景技术：

ct是1969年由英国电子工程师亨斯菲尔德.g.n.发明，1972年问世的。ct不同于普通x线成像，它是用x射线束对人体层面进行扫描，取得信息，经计算机处理而获得的重建图像，是数字成像而不是模拟成像。ct所显示的断层解剖图像，其密度分辨力明显优于x线成像，使x线成像不能显示的解剖结构及其病变得以显影，从而显著扩大了人体的检查范围，提高了病变检出率和诊断的准确率。

ct成像基本原理是用x射线束对人体检查部位一定厚度的层面进行扫描，由探测器接收透过该层面的x射线束，转变为可见光后，由光电转换器转变为电信号，再经模拟/数字转换器转为数字信号，输入计算机进行图像成像处理。

在x射线束穿透人体器官或组织时，由于人体器官或组织是由多种不同成分、不同密度的物质构成的，所以，实际上各点对x射线束的吸收系数是不同的，同一种物质对不同能量的光子的衰减系数也不同，而x射线束的能谱是多色的，在x射线穿过人体器官或组织的过程中，低能量的光子通常容易被吸收衰减的快，高能量的光子吸收的慢衰减的慢，因此在射线穿过物质过程中射线的能谱发生变化，射线随着穿过的路径变长，越来越不易吸收，出现了x射线束硬化现象。

由于x射线的硬化现象，导致重建的ct图像中出现伪影，这种伪影称为射线束硬化伪影。通常，射线束硬化伪影分两类，一类是：在扫描均匀的组织时，产生的呈“杯状”或“盆状”的伪影；另一类是：扫描多种不同密度物体时，在致密组织之间形成的暗色的条带。这些伪影都极易引起医生误诊，影响医生诊断。

通常，为了消除这两类伪影需要进行两步处理，首先，通过采集水模数据模拟人体的软组织，通过将水模图像校正成均匀图像从而确定多项式的系数，利用多项式拟合的方法校正射线束穿过均匀软组织产生的射线束硬化伪影；第二步，将图像中的骨头分割出来，对骨头部分的图像通过再次多项式拟合的方式消除骨头引起的射线束硬化伪影。为消除射线束硬化引起的伪影，需要进行两步校正操作。另外，通过多项式拟合的方式确定多项式系数来源于经验，缺少理论依据，因此，这种校正伪影的方法的鲁棒性比较差。

技术实现要素：

为了更好地校正ct射线束硬化伪影，本发明的目的是提供一种基于x射线能谱分析补偿的方式校正ct射线束硬化伪影的方法。

为实现上述目的，本发明采用以下技术方案：一种校正ct射线束硬化伪影的方法，具体步骤如下：

s1：获取x光源能谱分布，计算等效能量；

s2：根据预设的扫描部位、扫描强度对人体进行x射线束扫描，图像重建，得到待校正的带有射线束硬化伪影的原始图像i0；

s3：将原始图像i0分割出软组织部分、骨组织部分和空气部分，得到分割图像i1；

s4：计算分割图像i1中x射线穿过软组织和骨组织的路径长度；

s5：根据s4计算出的x射线穿过软组织和骨组织的路径长度，进行等效能量投影得到等效能量投影p1；

等效能量投影p1计算公式如下：

p1＝μb(e)lb+μs(e)ls

其中：p1为等效能量对应的投影；μb(e)为等效能量值对应的骨头衰减系数，该衰减系数通过公开资料可以查得；lb为射线穿过骨头的路径长度；μs(e)为等效能量对应的软组织的衰减系数，该衰减系数通过公开资料可以查得；ls为射线穿过软组织的路径长度；

s6：根据s4计算出的射线穿过软组织和骨组织的路径长度，进行x射线束投影得到能谱投影p2；

能谱投影p2计算公式如下：

其中：p2为射线能谱投影的结果；s(i)e为第i个能量值对应的谱分布；μf(i)为第i个能量值对应的滤过材料的衰减系数，该衰减系数通过公开资料可以查得；lf为射线穿过滤过材料的路径长度；μb(i)为第i个能量值对应的骨头衰减系数，该衰减系数通过公开资料可以查得；lb为射线穿过骨头的路径长度；μs(i)为第i个能量值对应的软组织的衰减系数，该衰减系数通过公开资料可以查得；ls为射线穿过软组织的路径长度；

s7：计算等效能量投影p1与能谱投影p2的投影差值：p＝p1-p2；

s8：将投影差值进行滤波反投影得到补偿图像i2；

s9：将原始图像i0与补偿图像i2相加得到校正后的消除射线束硬化伪影的目标图像i。

附图说明

图1是本发明校正ct射线束硬化伪影的方法流程图；

图2是120kv管电压对应的x光源能谱分布图；

图3是本发明具体实施例中的原始图像；

图4是本发明具体实施例中的分割图像；

图5是本发明具体实施例中的补偿图像；

图6是本发明具体实施例中校正后的消除x射线束硬化伪影后的图像。

具体实施方式

下面结合附图和实施例对本发明的结构及特征进行详细说明。需要说明的是，可以对此处公开的实施例做出各种修改，因此，说明书中公开的实施例不应该视为对本发明的限制，而仅是作为实施例的范例，其目的是使本发明的特征显而易见。

本发明校正ct射线束硬化伪影的方法是基于x射线能谱分析对原图像进行补偿，消除x射线束的硬化伪影；即，首先，根据已知的扫描条件，获得x射线的能谱分布，计算等效能量；然后，进行扫描，根据建像条件重建原始图像，将原始图像分割成软组织、骨组织和空气部分，分别对不同部分进行能谱投影和等效能量投影；计算等效能量投影与能谱投影的投影差值；对投影差值进行反投影得到补偿图像，将补偿图像与原始图像相加得到射线束硬化伪影校正后的目标图像。

如图1所示，本发明校正ct射线束硬化伪影的方法具体步骤如下：

s1：获取x光源能谱分布，计算等效能量

对于任何一台ct机，其出厂后即可确定其发射x射线的球管的管电压，根据球管管电压即可获取该ct机x光源能谱分布。如图2所示，为120kv管电压对应的x光源能谱分布图。

获取ct机x光源能谱后，以摆放在扫描视野中心的直径为20cm的水模作为模拟扫描对象，进行投影计算水模的能谱投影值，将该投影值作为目标投影；再以x光能谱中最高能量的40％-60％为能量，以0.1为步长计算单能量投影，计算x光谱中每个能量对应的水模投影结果；与目标投影均方差最接近的单能量投影对应的能量值即为等效能量。

s2：根据预设的扫描部位、扫描强度对人体进行x射线束扫描，图像重建，得到待校正的带有射线束硬化伪影的原始图像i0。

图3为对人体头部进行扫描，然后进行图像重建得到的待校正的带有射线束硬化伪影的原始图像。

s3：将原始图像i0分割出软组织部分、骨组织部分和空气部分，得到分割图像i1。

通过ct值阈值将原始图像i0分割出软组织部分、骨组织部分和空气部分。在本发明具体实施例中，如图4所示，将ct值在[-200，100]之间的图像定义为软组织；将ct值大于100的图像定义为骨组织；将ct值小于-200的图像定义为空气。

s4：计算分割图像i1中x射线穿过软组织和骨组织的路径长度。

根据ct机的几何结构，模拟计算从球管发射出的x光射线到探测器检测单元穿过被扫描患者软组织和骨组织的路径长度，为了更接近射线实际传射的路径，本发明推荐通过扇束投影的方式计算射线穿过各组织路径，扇束投影方式计算射线穿过组织路径的方法是本领域技术人员惯用技术手段，在此不再赘述。

s5：根据s4计算出的射线穿过软组织和骨组织的路径长度，进行等效能量投影得到等效能量投影p1。

等效能量投影p1计算公式如下：

p1＝μb(e)lb+μs(e)ls

其中：p1为等效能量对应的投影；μb(e)为等效能量值对应的骨头衰减系数，该衰减系数通过公开资料可以查得；lb为射线穿过骨头的路径长度；μs(e)为等效能量对应的软组织的衰减系数，该衰减系数通过公开资料可以查得；ls为射线穿过软组织的路径长度。

s6：根据s4计算出的射线穿过软组织和骨组织的路径长度，进行x射线束投影得到能谱投影p2。

能谱投影p2计算公式如下：

其中：p2为射线能谱投影的结果；s(i)e为第i个能量值对应的谱分布；μf(i)为第i个能量值对应的滤过材料(例如铜或铝或聚四氟乙烯)的衰减系数，该衰减系数通过公开资料可以查得；lf为射线穿过滤过材料(例如铜或铝或聚四氟乙烯)的路径长度；μb(i)为第i个能量值对应的骨头衰减系数，该衰减系数通过公开资料可以查得；lb为射线穿过骨头的路径长度；μs(i)为第i个能量值对应的软组织的衰减系数，该衰减系数通过公开资料可以查得；ls为射线穿过软组织的路径长度。

s7：计算等效能量投影p1与能谱投影p2的投影差值：p＝p1-p2；

s8：将投影差值进行滤波反投影得到补偿图像i2(如图5所示)，其建像条件与方法需要和原始图像i0重建时的条件方法保持一致；

s9：将原始图像i0与补偿图像i2相加得到校正后的消除射线束硬化伪影的目标图像i(如图6所示)。

通过对比本发明具体实施例的原始图像(如图3所示)和校正后的目标图像(如图6所示)可知，本发明具有以下优点：

本发明基于射线束谱分析方法校正硬化束伪影，是从射线束硬化产生的原因出发，计算扫描物体单能x光与多能x光之间成像的差异，将差异补偿到目标图像上，达到消除硬化束伪影。该方法根据硬化产生的机理通过严格计算得到的补偿项，因此，得到的补偿项更加精准，硬化束伪影校正的更加精确，消除硬化束伪影的鲁棒性更好。另外，该方法可以同时计算出软组织和骨组织利用单能x光与多能x光成像之间的差异，也就是说通过一步处理同时消除两类射线束硬化伪影，使得校正流程更加简便。

最后应说明的是：以上所述的各实施例仅用于说明本发明的技术方案，而非对其限制；尽管参照前述实施例对本发明进行了详细的说明，本领域的普通技术人员应当理解：其依然可以对前述实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分或全部技术特征进行等同替换；而这些修改或替换，并不使相应技术方案的本质脱离本发明各实施例技术方案的范围。