X射線圖像形成、散射成分計算以及重建的方法及裝置的制造方法
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001] 本發(fā)明涉及醫(yī)學圖像領(lǐng)域，特別涉及一種X射線圖像的形成、散射成分計算以及 重建的方法及裝置。
【背景技術(shù)】
[0002] 在X射線圖像中，散射線一直都是導致圖像質(zhì)量不理想的一個重要因素。特別是 對于有較大探測器面積的X射線系統(tǒng)來說，例如放射治療設(shè)備，用到的錐束CT (cone beam computed tomography)采用的是電子射野影像裝置（EPID，Electronic Portal Imaging Device)作為接收X射線的探測器，在其接收到的X射線中散射線占了很大的比例。散射線 在圖像上引起杯狀偽影，降低了圖像的對比度，極大降低了重建圖像的圖像精度。在放射治 療過程中，錐束CT用來實時獲得病人圖像，對放射治療進行圖像引導，圖像精度的降低導 致了放射治療的位置誤差，無法達到對腫瘤區(qū)域精確放療的目的。
[0003] 目前對圖像中散射線的矯正方法主要有兩種，一種是硬件矯正，是指在X射線影 像系統(tǒng)中添加若干硬件工具，減少達到探測器的散射線，從而達到散射矯正目的。常用的硬 件矯正工具包括X射線準直器、防散射濾線柵等。第二種是軟件矯正方法，是指對已經(jīng)采集 到的X射線投影圖像通過對投影圖像的分析和被照射物體的估計，得到一個散射分布圖， 由散射分布圖對X射線投影圖像進行散射矯正。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0004] 本發(fā)明要解決的問題是提供一種減少散射線、提高X射線圖像質(zhì)量的方法和裝 置。
[0005] 為解決上述問題，本發(fā)明提供了一種調(diào)制X射線圖像形成方法，包括：采集依次經(jīng) 過準直器和成像對象后的X射線，形成X射線圖像組；所述采集是在所述準直器沿第一方向 運動時進行的，所述X射線圖像組為一組在準直器運動的不同時刻采集得到的X射線圖像； 提取所述X射線圖像組內(nèi)各X射線圖像的子區(qū)域圖像；沿所述第一方向?qū)⑺鲎訁^(qū)域圖像 進行組合，形成調(diào)制X射線圖像。
[0006] 優(yōu)選的，所述采集得到X射線圖像組的采集頻率和所述準直器的運動速度為正比 例關(guān)系。
[0007] 優(yōu)選的，所述準直器沿第一方向運動包括：所述準直器為多葉準直器，包括一組準 直器葉片；所述一組準直器葉片長度相同，共同沿第一方向運動。
[0008] 為解決上述問題，本發(fā)明還提供了一種調(diào)制X射線圖像的形成方法，其特征在于， 包括：采集依次經(jīng)過準直器和成像對象后的X射線，形成X射線圖像；所述采集是在所述準 直器沿第一方向運動時進行的；所述準直器包括一對在第一方向上間隔設(shè)置的準直器；在 所述運動過程中，所述準直器保持間隔距離以周期性速度運動。
[0009] 優(yōu)選的，所述以周期性速度運動包括：速度以周期性勻速增加、勻速減少的方式運 動。
[0010] 為解決上述問題，本發(fā)明還提供了一種X射線圖像散射成分的計算方法，包括：根 據(jù)上述調(diào)制X射線圖像的形成方法獲得調(diào)制X射線圖像；對所述調(diào)制X射線圖像進行低通 濾波，得到所述調(diào)制X射線圖像的低頻部分和散射成分；對所述調(diào)制X射線圖像進行高通濾 波，得到所述調(diào)制X射線圖像的高頻部分；對所述調(diào)制X射線圖像的高頻部分解調(diào)制后結(jié)合 權(quán)重，計算得到所述調(diào)制X射線低頻部分的估計值；將經(jīng)所述低通濾波后得到的調(diào)制X射線 圖像的低頻部分和散射成分，減去所述調(diào)制X射線低頻部分的估計值，計算得到散射成分。
[0011] 為解決上述問題，本發(fā)明還提供了一種X射線圖像的重建方法，包括：采集得到成 像對象各投影角度下的投影圖像；根據(jù)上述計算方法計算得到所述投影圖像的散射成分； 將所述投影圖像去掉所述散射成分后進行圖像重建，得到重建圖像。
[0012] 為解決上述問題，在本發(fā)明調(diào)制X射線圖像形成方法、X射線圖像散射成分計算方 法以及X射線圖像重建方法的基礎(chǔ)上，還提供了對應(yīng)的裝置。
[0013] 與現(xiàn)有技術(shù)相比，本發(fā)明技術(shù)方案實現(xiàn)使用準直器對X射線強度分布進行靈活的 調(diào)制，不增加額外硬件，形成明暗相間的條紋狀X射線圖像，以便對X射線圖像中的散射成 分進行計算，最終減少X射線圖像的散射量。更進一步的，由于準直器安裝在治療頭，在成 像時機械穩(wěn)定性好，不會產(chǎn)生因幾何位置抖動引起的圖像運動模糊。
【附圖說明】
[0014] 圖1是一種放射治療系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)圖；
[0015] 圖2是放射治療系統(tǒng)治療頭的結(jié)構(gòu)圖；
[0016] 圖3是放射治療系統(tǒng)治療頭內(nèi)次級準直器的結(jié)構(gòu)圖；
[0017] 圖4是本發(fā)明X射線圖像散射成分計算方法的流程圖；
[0018] 圖5a_5d是本發(fā)明次級準直器運動時的狀態(tài)示意圖；
[0019] 圖6a、6b是本發(fā)明由X射線圖像組形成調(diào)制X射線圖像的示意圖；
[0020] 圖7是本發(fā)明對投影圖像進行去散射處理的示意圖；
[0021] 圖8是放射治療系統(tǒng)的多葉準直器的結(jié)構(gòu)圖；
[0022] 圖9是本發(fā)明X射線圖像重建的流程圖；
[0023] 圖10是本發(fā)明X射線圖像重建裝置的結(jié)構(gòu)圖；
[0024] 圖11是本發(fā)明形成調(diào)制X射線圖像的示意圖。
【具體實施方式】
[0025] 為使本發(fā)明的上述目的、特征和優(yōu)點能夠更為明顯易懂，下面結(jié)合附圖對本發(fā)明 的【具體實施方式】做詳細的說明。在以下描述中闡述了具體細節(jié)以便于充分理解本發(fā)明。但 是本發(fā)明能夠以多種不同于在此描述的其它方式來實施，本領(lǐng)域技術(shù)人員可以在不違背本 發(fā)明內(nèi)涵的情況下做類似推廣。因此本發(fā)明不受下面公開的【具體實施方式】的限制。
[0026] 圖1是一種放射治療系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)圖，如圖1所示，放射治療系統(tǒng)100包括固定部分 101和旋轉(zhuǎn)部分102,旋轉(zhuǎn)部分102安裝在固定部分101上，旋轉(zhuǎn)部分101可以繞中心軸106 進行旋轉(zhuǎn)，從而實現(xiàn)在不同角度對患者進行放射治療。
[0027] 旋轉(zhuǎn)部分102的一側(cè)是治療頭103,治療頭103可以產(chǎn)生高能級的X射線（通常為 兆伏級），對在病床105上的患者進行放射治療。對于同源雙束的放射治療系統(tǒng)，治療頭103 還可以產(chǎn)生低能級的X射線（通常為千伏級），低能級X射線可以用來對患者進行成像，利 用得到的患者圖像對患者進行圖像引導放射治療（Image Guided Radiation Therapy)。
[0028] 在由低能級X射線進行成像時，治療頭103發(fā)出錐束X射線，旋轉(zhuǎn)部分102另一側(cè) 的EPID104接收到穿過患者的X射線，形成該角度下的投影圖像（projection image)。治 療頭103在不同角度照射，從而形成多個角度的投影圖，再對投影圖進行圖像重建（image reconstruction)得到患者的 CT(computed tomography)圖像。
[0029] 治療頭103內(nèi)部結(jié)構(gòu)如圖2所示，其通常包括：X射線靶（X-ray target)、初級準 直器（primary collimator)、均整器（flattening filter)、電離室（ion chamber)、次級準 直器（secondary collimator)、楔形塊（wedge)等。首先，直線加速器（圖中未示出）發(fā)出 的電子束（electron beam)打到X射線靶上，產(chǎn)生X射線。X射線經(jīng)過初級準直器得到方 向、范圍一定的X射線，之后經(jīng)過均整器對X射線進行均整，由電離室對X射線的能量進行 測量，次級準直器進一步對X射線的強度和/或形狀進行調(diào)整，最后由楔形塊對X射線的能 量分布進行調(diào)整，最終X射線從治療頭103的出口發(fā)出。
[0030] 圖3是沿X射線發(fā)射方向看到的次級準直器結(jié)構(gòu)圖，其具體由兩組次級準直器構(gòu) 成，每組次級準直器又由兩塊在某一方向上相對設(shè)置的次級準直器構(gòu)成。X射線可以不被 遮擋的穿過區(qū)域205,或者穿過由準直器覆蓋的區(qū)域從而射線強度被衰減。其中，一組次級 準直器201