确定原始X射线能量数据的方法、装置及CT设备与流程

本发明涉及医疗图像处理
技术领域：
，尤其涉及一种确定原始X射线能量数据的方法、装置及CT(ComputedTomography，电子计算机断层扫描)设备。
背景技术：
：CT设备中除了设置有用于检测穿过被检体后的X射线能量的探测器外，还设置有参考探测器，用于测量入射被检体前的原始X射线的能量强度。在CT扫描过程中，由于管电压存在波动，使球管发出的X射线能量即使经过滤过器也并非完全一致，对重建CT图像影响较大。在实践中，通常将上述参考探测器测量的X射线的能量数据作为入射被检体前的X射线强度的参考校正数据，以修正在扫描过程中因球管产生的X射线能量不同对CT重建图像的影响。现有CT设备中，一般设置有一个或两个相同的参考探测器。然而，随着CT设备中球管产生的X射线能量分布范围的扩大，采用现有的参考探测器进行原始X射线的测量，可能出现以下两种情况：第一种情况，当CT设备采用低剂量扫描时，参考探测器输出的测量数据分辨率可能不够，无法在图像重建过程中对数据进行精确校正。第二种情况，当CT设备采用高剂量扫描时，实际X射线剂量超出了上述参考探测器的最大测量范围，导致测量数据不准确，在图像重建过程中无法对数据进行准确校正。以上两种情况均会影响CT重建图像质量，进而影响医生依据CT图像进行疾病诊断。技术实现要素：本发明提供确定原始X射线能量数据的方法、装置及CT设备，以解决现有技术无法准确或精确确定原始X射线能量数据的问题。根据本发明实施例的第一方面，提供一种确定原始X射线能量数据的方法，所述方法应用于CT设备中，所述CT设备包括：用于产生X射线的球管；至少两个参考探测器，其中，每个参考探测器用于探测不同预设剂量范围的原始X射线，所述原始X射线为未经过被检体的X射线；所述方法包括：获取当前扫描参数；根据所述当前扫描参数从所述至少两个参考探测器中确定目标参考探测器；获取所述目标参考探测器输出的探测数据；根据所述目标参考探测器输出的探测数据确定所述原始X射线的能量数据。根据本发明实施例的第二方面，提供了一种确定原始X射线能量数据的装置，所述装置应用于CT设备中，所述CT设备包括：用于产生X射线的球管；至少两个参考探测器，其中，每个参考探测器用于探测不同预设剂量范围的原始X射线，所述原始X射线为未经过被检体的X射线；所述装置包括：获取模块，用于获取当前扫描参数；探测器确定模块，用于根据所述当前扫描参数从所述至少两个参考探测器中确定目标参考探测器；数据获取模块，用于获取所述目标参考探测器输出的探测数据；能量数据确定模块，用于根据所述目标参考探测器输出的探测数据确定所述原始X射线的能量数据。根据本发明实施例的第三方面，提供了一种CT设备，包括：用于产生X射线的球管；至少两个参考探测器，其中，每个参考探测器用于探测不同预设剂量范围的原始X射线，所述原始X射线为未经过被检体的X射线；处理器，用于：获取当前扫描参数；根据所述当前扫描参数从所述至少两个参考探测器中确定目标参考探测器；获取所述目标参考探测器输出的探测数据；根据所述目标参考探测器输出的探测数据确定所述原始X射线的能量数据。应用本发明实施例，当CT设备的能量分布范围较大时，通过不同的参考探测器获取不同剂量范围下原始X射线的探测数据，以提高原始X射线探测数据的分辨率，进而依据高分辨率的探测数据确定原始X射线的能量数据，可以有效提高原始X射线能量数据的精确度。在后续CT图像重建过程中，处理器可以依据上述原始X射线的能量数据精确计算每个体素的衰减系数，从而提高CT重建图像的质量，为后续基于CT重建图像进行的诊断提供准确依据。应当理解的是，以上的一般描述和后文的细节描述仅是示例性和解释性的，并不能限制本发明。附图说明此处的附图被并入说明书中并构成本说明书的一部分，示出了符合本发明的实施例，并与说明书一起用于解释本发明的原理。图1为本发明实施例示出的一种CT设备的示意图；图2为本发明一个例子示出的一种确定原始X射线能量数据的方法流程图；图3为本发明另一个例子示出的步骤12的方法流程图；图4为本发明另一个例子示出的步骤14的方法流程图；图5为本发明确定原始X射线能量数据的装置所在设备的一种硬件结构图；图6为本发明一个例子示出的一种确定原始X射线能量数据的装置框图；图7为本发明另一个例子示出的一种探测器确定模块的结构框图；图8为本发明另一个例子示出的另一种探测器确定模块的结构框图；图9为本发明另一个例子示出的一种能量数据确定模块的结构框图。具体实施方式在本发明使用的术语是仅仅出于描述特定实施例的目的，而非旨在限制本发明。在本发明和所附权利要求书中所使用的单数形式的“一种”、“所述”和“该”也旨在包括多数形式，除非上下文清楚地表示其他含义。还应当理解，本文中使用的术语“和/或”是指并包含一个或多个相关联的列出项目的任何或所有可能组合。首先介绍CT成像原理：CT成像是用X射线束对被检体，例如，通常为人体的某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，经由光电转换变为电信号，再经ADC(Analog/DigitalConverter，模拟/数字转换器)转为数字信号，这些数字信号可以称为生数据，或者也可称为投影数据，将生数据输入计算机处理获得每个体素的X射线衰减系数或吸收系数，这些系数排列成数字矩阵(digitalmatrix)，经DAC(Digital/AnalogConverter，数字/模拟转换器)把数字矩阵中的每个数字转为由黑到白不等灰度的小方块，即像素(pixel)，这些像素按矩阵排列即构成CT图像，因此CT图像是一种基于探测器获取的生数据生成的重建图像，本发明实施例中称为CT重建图像。其中，CT设备的探测器包括两种，一种探测器用于测量穿过被检体的X射线的能量强度，另一种探测器可称为参考探测器，用于测量未经过被检体的原始X射线的能量强度。二者输出的探测数据均可称为上述生数据。在后续计算处理过程中，参考探测器输出的探测数据用于作为入射被检体前的X射线能量的参考校正数据，以准确获得每个体素的X射线衰减系数或吸收系数。参考探测器输出的原始X射线的探测数据越准确，图像重建过程中，计算处理的每个体素的X射线衰减系数或吸收系数也越准确，进而基于上述衰减系数重建的CT图像的质量便越高。基于此，本发明提供了一种CT设备，该CT设备包括有用于产生X射线的球管、至少两个可探测不同扫描剂量范围的X射线的参考探测器、处理器。其中，所述参考探测器用于探测未经过被检体的X射线的能量强度。关于参考探测器的数量，可以根据CT设备中球管可提供的X射线扫描剂量分布范围以及一个参考探测器的探测能力来确定。具体地，球管可提供X射线的扫描剂量范围由球管可承受的管电压、管电流、曝光时间这三个扫描参数来决定。当X射线的扫描剂量范围较大时，可根据一个探测器的实际探测能力确定全部扫描剂量需要设置的探测通道的数量。根据相关技术，若一个CT设备的最大扫描剂量和最小扫描剂量均可被一个参考探测器检测到，且检测到的数据不影响后续CT重建图像的质量，则无需设置不同的参考探测器。若相关技术设置的参考探测器，在球管低剂量扫描时，无法精确测量未经过被检体的原始X射线；在球管高剂量扫描时，到达参考探测器的X射线超出了该参考探测器的最大量程，导致参考探测器输出的探测数据不准确。针对上述任一种情况，均需要设置不同的参考探测器，以使球管在不同剂量扫描时，至少有一个参考探测器输出的探测数据能够用于准确确定原始X射线的能量强度，进而依据原始X射线的能量数据准确计算每个体素的衰减系数，在后续用于CT图像重建时有助于提高CT重建图像的质量。下面结合具体示例进行说明，假设球管产生最大剂量的X射线时，对应的最大扫描参数为：管电压：140kv，管电流35mA，曝光时间：10s。该最大剂量对应的探测器理论测量值为：100万。球管产生最小剂量的X射线时，对应的最小扫描参数为：管电压：60kv，管电流10mA，曝光时间：1s。该最小剂量对应的探测器的理论测量值为：0.16万。假设参考探测器的原始测量量程为:10万～80万，则使用该参考探测器无法探测到上述低剂量的X射线，即无法探测到0.16万这个数值。而对于上述最高剂量，该参考探测器输出的数值为80万，与实际值100万相比，该测量结果是错误的。本公开实施例中，可以根据上述情况设置多个参考探测器，比如两个，每个参考探测器可准确测量一个预设剂量范围的X射线。由于探测器的探测能力是固定的，本公开可以对不同参考探测器所在的探测通道进行设计，使得经过设计后的参考探测器可以精确测量出原始X射线的探测数据，以便后续根据该探测数据精确计算原始X射线的能量数据。以两个参考探测通道为例，在CT设备生产阶段，可以按照以下方法对参考探测器所在的通道进行设计：首先，将上述X射线的剂量范围划分为两个预设剂量范围，例如：第一剂量范围：0.16万～50万，第二剂量范围：50万～100万。其次，根据上述两个预设剂量范围，对参考探测器所在的通道进行设置。假设原参考探测器所在的通道中沿X射线的入射路径依次设置有滤过器、参考探测器。对于第一剂量范围，可以通过以下至少两种方式设置第一参考探测器所在的通道：第一种方式：减小参考探测器所在的探测通道上方的滤过器尺寸，使X射线穿过滤过器的厚度减小，在确保X射线的硬度满足扫描条件的情况下，使滤过器对X射线的吸收最少，增强到达参考探测器的X射线的能量。第二种方式：为参考探测器所在的探测通道中的参考探测器增加辅助电路，用于增强X射线作用于探测器的感光元件后所产生的电信号。当然，也可以通过上述两种方式相结合，合理设计第一参考探测器所在的探测通道，使该第一参考探测器所在的探测通道中的参考探测器可以测量最低剂量下的原始X射线。比如，在上述低剂量为0.16万的扫描条件下，通过上述至少一种方式使参考探测器的测量数据调整为10.16万，在参考探测器的量程：10万～80万之内，使得参考探测器可以探测到低剂量下的原始X射线。对于第二剂量范围，可以通过以下至少三种方式设置第二参考探测器所在的探测通道：第一种方式：增加第二参考探测器所在的探测通道上方的滤过器的尺寸，使X射线穿过滤过器的厚度增大，从而增强滤过器对X射线的吸收作用，即增大滤过器的吸收系数，使到达参考探测器的X射线的能量强度在第二参考探测器的量程范围内。第二种方式：在第二参考探测器所在的探测通道中的增加衰减元件，比如，预设厚度或可调厚度的钨材料或钼材料构件，对穿过滤过器的X射线进一步衰减，使到达第二参考探测器的X射线的能量在第二参考探测器的可测量范围内。第三种方式：为第二参考探测器所在的探测通道中的第二参考探测器增加辅助电路，该辅助电路可以减弱X射线作用于第二参考探测器的探测元件后所产生的电信号。同上，也可以通过上述三种方式相结合，合理设计第二参考探测器所在的探测通道，使该第二参考探测器所在的探测通道中的参考探测器可以测量最大剂量下的原始X射线。比如，在上述高剂量为100万的扫描条件下，通过上述至少一种方式使参考探测器输出的测量数据调整为75万，在参考探测器的量程：10万～80万之内，使得第二参考探测通道可以探测到高剂量的原始X射线。在后续计算处理阶段，处理器会根据参考探测通道中设置的各元件对原始X射线能量强度的影响比如衰减或吸收系数、电路放大或缩小倍数，以及参考探测器输出的测量数据，准确推算出原始X射线的能量强度。相应的，处理器中，也会存储有各参考探测通道中的参考探测器对应的实际X射线强度的测量范围即X射线剂量范围。参照图1，为本发明实施例示出的一种CT设备的示意图，包括：球管100、滤过器200、探测器400、参考探测器301和302、处理器500。其中，参考探测器301所在的参考探测通道和参考探测器302所在的参考探测通道对应的预设扫描剂量范围不同。在CT扫描过程中，参考探测器输出的原始X射线的探测数据和探测器400检测到的经过被检体后的X射线数据，一起发送给处理器500进行处理处理，获得CT重建图像。基于上述设置有不同参考探测通道的CT设备，本发明还提供了一种确定原始X射线能量数据的方法，所述方法应用于CT设备的处理器中，如上所述，该CT设备包括：用于产生X射线的球管；至少两个参考探测器，每个参考探测器用于探测不同预设扫描剂量范围的原始X射线，其中，所述原始X射线为未经过被检体的X射线。参照图2示出的一种确定原始X射线能量数据的方法流程图，所述方法可以包括：在步骤11中，获取当前扫描参数；本公开实施例中，当前扫描参数包括：球管的管电压、管电路、曝光时间。通过上述三个扫描参数的乘积可以计算球管的热容量，从而估计球管产生的X射线剂量。在使用CT设备对被检体进行扫描之前，医务人员会根据被检体的特征比如，年龄、部位、体型等特征，设置关于扫描剂量的扫描参数，比如管电压、管电流，CT设备本身也会实时记录扫描时间。因此，处理器可以获取每种扫描剂量对应的扫描参数。在步骤12中，根据所述当前扫描参数从所述至少两个参考探测器中确定目标参考探测器；CT设备存储有各参考探测器与预设扫描剂量范围的对应关系，上述信息可以是CT设备在出厂之前已经配置好的。在一实施例中，上述预设剂量范围可以表示为各扫描参数的数值范围。相应的，可以采用预设列表记录参考探测器所在的通道标识与预设剂量范围的对应关系。示例性的，如表一所示：表一由于处理器需要获取参考探测通道中的参考探测器输出的探测数据，因此，本公开另一实施例中，还可以直接用参考探测器的设备标识A、B代表各参考探测器所在的通道标识，如表二所示：表二其中，探测器A为设置于第一参考探测器所在的探测通道中的参考探测器；探测器B为设置于第二参考探测器所在的探测通道中的参考探测器。则上述步骤12可以具体为：根据当前管电压、管电流与曝光时间的乘积查询上述表一或者表二，确定目标参考探测器。假设，当前扫描参数为：管电压：70kV，管电流*曝光时间：20mAs，则查询上述表二，可确定探测器A为目标参考探测器。在本公开另一实施例中，预设剂量范围也可以采用球管的热容量范围来表示，其中，球管的热容量等于上述三个扫描参数的乘积，即，球管的热容量＝管电压*管电流*曝光时间。热容量通常用HU(HeatUnit)表示，1HU＝0.74J。相应的，可以采用预设列表记录参考探测器与预设剂量范围的对应关系，如表三所示：通道标识剂量范围探测器A0.81HU～30kHU探测器B30kHU～66.2kHU表三参照图3示出的另一种确定原始X射线能量数据的方法流程图，上述步骤12可以包括：步骤121，根据所述当前扫描参数计算所述球管的当前热容量，其中，所述扫描参数包括：管电压、管电流、曝光时间；所述热容量等于管电压、管电流、曝光时间的乘积；仍假设，当前扫描参数为：管电压：70kV，管电流*曝光时间：20mAs，则球管的热容量＝70kV×20mAs＝1.4kJ。由于1J＝0.74HU，故当前球管的热容量为：1400÷0.74≈1892HU。步骤122，根据所述球管的当前热容量查询所述参考探测器与预设热容量范围的对应关系列表，确定目标参考探测器。假设根据上述步骤121计算出的热容量1892HU，查询上述表三，可确定目标参考探测器为探测器A。在步骤13中，获取所述目标参考探测器输出的探测数据；结合上述示例，处理器可以获取目标参考探测器输出的探测数据。以上仅示理性地描述了两个参考探测器对应的预设剂量范围连续但无交集的情况。在实际应用中，一个CT设备可以设置多个参考探测器，且不同参考探测器对应的预设剂量范围可能有交集。也就是说，球管在某一扫描参数产生的原始X射线可能会被多个参考探测器同时探测到。此种情况下，可以获取多个参考探测器的探测数据。假设一种扫描剂量下的X射线同时可以被参考探测器A和参考探测器B探测到，处理器可以同时获取参考探测器A和参考探测器B输出的探测数据。步骤14，根据所述目标参考探测器输出的探测数据确定原始X射线的能量数据。本公开实施例中，如果处理器确定的目标参考探测器只有一个，则处理器在获取目标参考探测器输出的探测数据之后，就可以根据探测数据和目标参考探测器所在通道中的各元件对原始X射线的影响因子，如滤过器的衰减因子、衰减元件的吸收系数、辅助电路对电信号的缩放系数等，计算原始X射线的能量数据。如果处理器确定的目标参考探测器为两个或多个，针对该多个目标参考探测器的情况，参照图4示出的另一种确定原始X射线能量数据的方法流程图，步骤14可以包括：步骤141，比较每个所述目标参考探测器输出的探测数据的分辨率；根据探测器的探测原理，一个探测器可获取的最大信号数量是固定的，接收到的有效信号即X射线的光子的数量越多，输出测量数据的信噪比就越高，即探测数据的分辨率就越高。接收到的有效信号越少，输出的测量数据的信噪比就越低，即探测数据的分辨率就越低。据此，可对每个参考探测器输出的探测数据的分辨率进行排序。步骤142，根据分辨率高的探测数据确定所述原始X射线的能量数据。示例性的，假设第一参考探测器对应的预设剂量范围为：0.81HU～35kHU；第二参考探测器对应的预设剂量范围为：30kHU～66kHU。假设当前扫描剂量为32kHU，则，当前剂量下的原始X射线虽然可以被两个参考探测器均能探测到，但，第一参考探测器输出的探测数据的分辨率要高于第二参考探测器的分辨率。因此，根据第一参考探测器输出的探测数据来确定原始X射线的能量，可以获得更加精确的原始X射线的能量数据。进而，在后续CT图像重建过程中，可以依据上述原始X射线的能量数据更加精确地计算每个体素的衰减系数，从而获得更高质量的CT重建图像。与本发明确定原始X射线能量数据的方法实施例相对应，本发明还提供了确定原始X射线能量数据的装置实施例。本发明确定原始X射线能量数据的装置实施例可以应用在各种计算设备上，装置实施例可以通过软件实现，也可以通过硬件或者软硬件结合的方式实现。以软件实现为例，作为一个逻辑意义上的装置，是通过其所在设备的处理器将非易失性存储器中对应的计算机程序指令读取到内存中运行形成的。从硬件层面而言，如图5所示，为本发明确定原始X射线能量数据的装置所在设备的一种硬件结构图，可以包括处理器(processor)510、通信接口(CommunicationsInterface)520、机器可读存储介质(memory)530、总线540。处理器510、通信接口520、机器可读存储介质530可通过总线540完成相互间的通信。其中，机器可读存储介质530中可以存储有确定原始X射线能量数据对应的机器可执行指令。该机器可读存储介质例如可以是非易失性存储器(non-volatilememory)。处理器510可以调用执行机器可读存储介质530中的确定原始X射线能量数据的控制逻辑对应的机器可执行指令，以执行上述确定原始X射线能量数据的方法。例如，该确定原始X射线能量数据的控制逻辑对应的机器可执行指令，可以是图像采集系统的控制软件的部分功能对应的程序，在处理器执行该指令时，控制设备可以对应的在显示界面上显示该指令对应的功能界面。确定原始X射线能量数据的控制逻辑对应的机器可执行指令的功能如果以软件功能单元的形式实现并作为独立的产品销售或使用时，可以存储在一个计算机可读取存储介质中。基于这样的理解，本公开的技术方案本质上或者说对现有技术做出贡献的部分或者该技术方案的部分可以以软件产品的形式体现出来，该计算机软件产品存储在一个存储介质中，包括若干指令用以使得一台计算机设备(可以是个人计算机，服务器，或者网络设备等)执行本发明各个实施例所述方法的全部或部分步骤。而前述的存储介质包括：U盘、移动硬盘、只读存储器(ROM，Read-OnlyMemory)、随机存取存储器(RAM，RandomAccessMemory)、磁碟或者光盘等各种可以存储程序代码的介质。进一步地，上述确定原始X射线能量数据的逻辑指令，可以称为“确定原始X射线能量数据的装置”，该装置可以划分成各个功能模块。参照图6示出的一种确定原始X射线能量数据的装置框图，该装置应用于CT设备中，所述CT设备包括：用于产生X射线的球管；至少两个参考探测器，其中，每个参考探测器用于探测不同预设剂量范围的原始X射线，所述原始X射线为未经过被检体的X射线；所述装置包括：获取模块21，用于获取当前扫描参数；参考探测器确定模块22，用于根据所述当前扫描参数从所述至少两个参考探测器中确定目标参考探测器；探测数据获取模块23，用于获取所述目标参考探测器输出的探测数据；能量数据确定模块24，用于根据所述目标参考探测器输出的探测数据确定所述原始X射线的能量数据。参照图7示出的一种探测器确定模块的结构框图，在图6所示实施例的基础上，参考探测器确定模块22可以包括：第一确定子模块221，用于根据当前扫描参数查询所述参考探测器与扫描参数范围的对应关系列表，确定目标参考探测器，所述扫描参数包括：管电压、管电流、曝光时间。参照图8示出的另一种探测器确定模块的结构框图，在本发明另一实施例中，参考探测器确定模块22可以包括：计算子模块222，用于根据所述当前扫描参数计算所述球管的当前热容量，其中，所述扫描参数包括：管电压、管电流、曝光时间；所述热容量等于管电压、管电流、曝光时间的乘积；第二确定子模块223，用于根据所述球管的当前热容量查询所述参考探测器与预设热容量范围的对应关系列表，确定目标参考探测器。参照图9示出的一种能量数据确定模块的结构框图，在图6所示实施例的基础上，能量数据确定模块24可以包括：比较子模块241，用于比较每个所述目标参考探测器输出的探测数据的分辨率；选择子模块242，用于根据分辨率高的探测数据确定所述原始X射线的能量数据。对于装置实施例而言，由于其基本对应于方法实施例，所以相关之处参见方法实施例的部分说明即可。以上所描述的装置实施例仅仅是示意性的，其中所述作为分离部件说明的单元可以是或者也可以不是物理上分开的，作为单元显示的部件可以是或者也可以不是物理单元，即可以位于一个地方，或者也可以分布到多个网络单元上。可以根据实际的需要选择其中的部分或者全部模块来实现本发明方案的目的。本领域普通技术人员在不付出创造性劳动的情况下，即可以理解并实施。由上述实施例可见，本发明实施例中，当CT设备的能量分布范围较大时，通过不同的参考探测器获取不同剂量范围下原始X射线的探测数据，以提高原始X射线探测数据的分辨率，进而依据高分辨率的探测数据确定原始X射线的能量数据。在后续CT图像重建过程中，处理器可以依据上述原始X射线的能量数据精确计算每个体素的衰减系数，从而提高CT重建图像的质量，为后续基于CT重建图像进行的诊断提供准确依据。本领域技术人员在考虑说明书及实践这里公开的发明后，将容易想到本发明的其它实施方案。本发明旨在涵盖本发明的任何变型、用途或者适应性变化，这些变型、用途或者适应性变化遵循本发明的一般性原理并包括本发明未公开的本
技术领域：
中的公知常识或惯用技术手段。说明书和实施例仅被视为示例性的，本发明的真正范围和精神由下面的权利要求指出。应当理解的是，本发明并不局限于上面已经描述并在附图中示出的精确结构，并且可以在不脱离其范围进行各种修改和改变。本发明的范围仅由所附的权利要求来限制。当前第1页1 2 3