放射线成像系统的扩展低对比度可检测性 相关申请
本申请要求于 2009 年 7 月 17 日提交的美国临时专利申请 No.61/271,150、 以及于 2009 年 10 月 14 日提交的美国临时专利申请 No.61/278,954 的优先权， 两者通过引用均已 包含于此。
技术领域
本发明涉及放射学和成像的通用领域， 尤其涉及放射线 (X 光 ) 成像领域。 背景技术 由于包括计算机化断层 x 射线照相法 (CT) 的放射线成像具有检测小的低对比度 特征的能力， 它已经变成放射学医疗实践的主要部分， 允许医师检测包括大脑和肝脏的软 组织解剖部位中的低对比度肿瘤和病变。低对比度检测是诊断 x 射线成像方法的重要特 征。当今在放射学中的重要论题为如何减少 CT 检查期间的辐射剂量， 而不降低图像质量。 通常， 更高的辐射剂量导致能够检测更低对比度的更小对象， 而更低剂量导致图像噪声的 增加。增加的辐射剂量增加辐射致癌的风险。
这个专利中的描述集中讨论计算机化断层 x 射线断层照相法 (CT)， 但是描述的技 术的应用不限于 CT。描述的技术也可被应用于其它放射线成像系统， 因此该专利中对 “CT” 或 “CT 扫描器” 的引用应该被解释为应用于其它放射线成像系统。
CT 系统从低对比度对象的背景中区别低对比度对象的能力由其低对比度可检测 性 (low contrast detectability， LCD) 测量。借助人体模型测量 LCD， 所述人体模型或体 模包含各种尺寸的低对比度对象。体模通过使用不同密度的材料产生低对比度对象， 体模 对于测试常规的能量集成 CT 扫描器是有用的。使用能量敏感材料产生低对比度对象的体 模就允许针对双能量扫描器的性能测试。
CT 扫描器的低对比度分辨率通常被限定为在给定对比度水平和剂量可检测的最 小对象。对比度水平通常被指定为水的线性衰减系数的百分比。带有当前方法的样本规范 可为 “针对在 30mGy CTDIvol 剂量上 10mm 切片厚度的 0.3％对比度上的 4mm” 。有时使用其 它剂量度量， 例如在体模的外表面测量的表面剂量。
按以下两种方法之一在单一协议上制定当前 LCD 规范 ：
1. 人类观察——由一个或更多人类观察员观看重构的图像， 从而决定观察员认为 可见的最小管脚 ；
2. 统计方法——自动化算法以指定的置信区间从平的 “水” 图像预测检测给定尺 寸管脚需要的对比度。
在该说明书中将示出， 当前的 LCD 规范是不充分的， 因为其仅表征在一种协议中 CT 扫描器的性能， 并且表征扩展范围上的性能是必要的， 其中扩展范围包含例如扫描器的 完全操作范围。
对比度指数
为了扩展低对比度可检测性的测量， 可使用新的对比度量度 M， 其以一种方法限 定， 例如通过等式 1 限定， 且被指定为 “对比度指数 (contrast index)” ：
M ＝ M0/cp (1)
在等式 1 中， p 为以毫米为单位测量的最小管脚尺寸， 其在以 Hounsfield( 亨斯菲 尔德 ) 单位 (HU) 测量的对比度水平 c 上可见， 其中一个 Hounsfield 单位相应于水衰减的 0.1％， 且 M0 为用于将量度 M 带入适宜数值范围的任意常数。重点注意的是， 在该定义中的 对比度水平 c 是名义上或预期的对象对比度水平， 与测量的对比度水平相对， 其中测量的 对比度水平稍后以大写字母 C 表示。在该实例中， M0 ＝ 6000 以便将在 0.3％上 2mm 的最 佳当前对比度规范映射到 1000 的对比度量度。例如， 规范 “针对在 30mGy CTDIvol 剂量上 10mm 切片厚度的 0.3％对比度上的 4mm” ， 将生成 500 的对比度量度，
流量指数
商业 CT 扫描器通常在各种各样的协议上操作， 其中的每个协议具有不同的对比 度特征。影响对比度的协议参数包括 (1) 扫描时间、 (2) 管电流 (mA)、 (3) 切片厚度、 (4) 对 象直径、 (5) 管电压 (kVp) 和 (6)x 射线滤波器。 而且， 非线性重构方法以及重构像素尺寸和 重构滤波器显著影响对比度。 以下假设， 集合起来包含核操作模式的管电压、 x 射线滤波器、 扫描直径和重构方法是固定的， 且在该核操作模式下的扫描器可由 CTDIvol 剂量指数表现 其特征。然后， 直接影响可用于检测的 x 射线流量的参数为 ：
1. 扫描时间 (scanTime， 0.25-2.0 秒 / 转 )
2.x 射线管电流 (20-400mA)
3. 切片厚度 (sliceThick， 0.5-10.0mm)
4. 对象直径 (20-50cm)
5. 剂量指数 (CTDIvol)
相对流量量度， 被指定为 “流量指数 (FluxIndex)” ， 包含如下这些 5 种参数。
refDiam ＝ 20.0cm (3)
CTDIvol 为 100mAs， 且 CTDIvolref 为每 100mAs 的任意常数剂量参考值， 其将被决 定用于每个测试的核操作模式。对于这些参数的实际联合， 流量指数的范围大约为 [0.1， 7,000.0]。当前 LCD 规范的实例可为 “在 90mAs 的 10mm 切片的 0.3％对比度上的 4mm” 。因 为该实例涉及 20cm CATphan， 所以流量指数应为 900。
以上说明的相对流量指数与剂量线性地相关， 除了包含对象直径的因数之外。目 前接受的用于 CT 的剂量指数为 CTDIvol， 如 IEC60601-2-44 中所限定的。剂量与针对给定 对象尺寸和切片厚度的流量线性地相关。 在该文档中讨论的对比度测量通常在对象的中心 处完成。正因如此， 扩展的低对比度可检测性 (ExLCD) 方法的推导和说明当前基于相对流 量指数。
ExLCD 图
如上所述， 针对 CT 扫描器的流量指数范围大约为 [0.1， 7,000.0]。 可以论证， 对比
度指数的相应范围大约为 [0.5， 1000.0]。这些范围限定 ExLCD 图的范围， 在图 27 中以对 数 - 对数形式示出。
对比度指数的较大值表示较好的图像质量或检测更小、 更低对比度对象的能力。 对比度指数的较小值表示较差的图像质量或仅检测较大、 较高对比度对象的能力。
流量指数的较大值表示较高的剂量或较小的患者尺寸。 流量指数的较小值表示较 小的剂量或较大的患者尺寸。
当前 LCD 方法经常利用 CATphan 体模 ( 图 4) 的 CTP515 低对比度模块 ( 图 5)。 [The Phantom Laboratory( 体模实验室 )， http://www.phantomlab.com/pdf/catphan600_ download.pdf]， “上述切片” 对比度组被使用， 但通常仅最低 0.3％对比度组被被报告。
存在两种当前用于商业 CT 扫描器上的 LCD 测量方法 ： (1) 人类观察员法和 (2) 统 计方法。 我们已经汇编一些来自主要 CT 制造商的新近报告的测量值， 且将其收录于表 1 中。 [NHS Purchasing and Supply Agency， Buyer′ s Guide， Computed Tomography Scanners， Reports CEP08007、 CEP08027、 CEP08028]。
表1： 来自主要 CT 制造商的新近报告的 LCD 测量值
将这些报告的测量值变换为对比度指数和流量指数值， 且基于 ExLCD 对比度指数 和流量指数的以上定义将它们显示在 ExLCD 图上 ( 图 6) 是有益的。
人类观察员法
目前， LCD 通过在选择的协议技术下扫描 CATphan 和重构 ( 若干 ) 图像来决定。然 后向一个或更多个人类观察员呈现图像以汇报关于他们认为是可见的、 且因此对于 0.3％ 对比度组是可检测的最小对象的看法。对于上述报告的测量值， 并不清楚是采用单一观察 员还是多个观察员。同样地， 也不清楚如何选择具体协议从而导出报告的规范。目前， 人们 认为， 除去一个 CT 制造商， 所有的 CT 制造商使用观察员法。
统计方法
目前， 我们认为， 仅一个 CT 制造商使用统计方法。 用于 LCD 的统计方法避免了与人 类观察员相关联的问题。该方法仅依赖于重构中的噪声测量值。它不使用带有实际对比度 对象的体模。它以具体方式分析图像噪声， 该具体方式以所声明的置信度决定相对于背景 检测给定直径的对象需要的对比度量。因为通过计算机而不是通过人类观察员作出评估， 所以该方法是高度可重复和可复制的。然而， 统计方法不能区别由非性线重构方法引起的 对比度性能， 因为仅噪声图像被评估。不能确定关于能多好保存原始低对比度对象的系统 性能。 如在稍后更多细节上所说明的， 对任意噪声分析方法来说不测量实际对象是适用的。
量子噪声限制
如果对于所有实用目的， 图像噪声的唯一来源是有限 x 射线量子的统计资料， 则 图像系统被称为是 “量子噪声受限制的” 。在等式 13 的背景下， 量子噪声受限制的系统是一 个这样的系统， 即其中没有电子噪声的系统， 即当没有电子噪声时的系统。图 3 中的图表图 示说明了 S/N， 其作为相对的 x 射线流量指数的函数。在双对数图中， 量子噪声受限制的系 统的 S/N 比 ( 绿色迹线 ) 将由斜率为 1/2 的直线表示。如果电子噪声 ( 系统噪声 ) 存在， 仅针对更低流量值的全部的 S/N 将被严重影响， 如图 3 中红色迹线示出的。
预测整套扫描器协议上的对比度量度和主体尺寸将具有类似于如图 3 中示出的 S/N 的形状是合理的。例如， 扫描器可展示对比度测量值， 例如在图 7 的上图中所示出的那 些。然后， 借助曲线例如在图 7 下图中示出的红色曲线， 精确描述 CT 扫描器的对比度性能 的特征是可能的。
然而， 借助当前 LCD 方法， 用在单一协议获取的仅一个对比度测量值表征扫描器 的特征， 该对比度测量值由图 8 上图中粗体红色 + 号和点垂直线示出。该单一测量值不表 征扫描器的对比度性能。实际上， 它严重曲解了扫描器的真实对比度性能。如图 8 的下图 中所示， 单一协议测量值暗示遵循量子噪声受限制的曲线的对比度性能， 该曲线由图 8 下 图中虚线所示的单一测量值限定。图 9 中图示说明单一协议对比度性能曲线的不准确性。 此外， 当前 LCD 方法没有充分地处理更小的管脚， 即那些被系统混乱即调制传递函数 (MTF) 影响的那些管脚。图 10 中的分布图图示说明了最小管脚的问题。在图 10 中仅示出了 15、 7、 5、 3 和 2mm 的管脚尺寸。 仅基于噪声分析的传统可检测性方法， 例如统计方法、 噪声功率谱、 简单像素标准 偏差或匹配滤波器标准偏差， 全部可高估改变测试对象的对比度的重构过程的性能。给定 限制噪声和对象两者的空间带宽的重构过程， 传统可检测性方法将不考虑假定对象中的改 变。例如， 假设在 LCD 测试体模中的小管脚精确地为带有 2mm 直径和 0.3％对比度的圆柱 体。如果被完美地重构， 则管脚区域内的像素将具有 0.3％的平均对比度， 且该区域之外的 所有像素的平均对比度将为 0％。 然而， 系统的 MTF 将模糊管脚， 尤其在它的边缘， 且将它的 一些对比度传播至在原始几何边界之外的像素中。这导致管脚区域内平均对比度的降低。
根据以上叙述， 我们得到关于单一协议 LCD 方法的不精确性的直觉认识。这些不 精确性由于以下原因中的一个和更多个而出现， 稍后将在该文档中更详细进行说明。
1. 人类观察员变更
2. 有限管脚尺寸选择
3. 协议的选择
4. 系统 ( 电子 ) 噪声的存在
5. 系统模糊 (MTF) 对更小的管脚的影响
CT 系统的低对比度可检测性 (LCD) 性能是关键的性能特征， 其提供在最低可能的 x 射线剂量生成高质量图像的扫描器能力的量度。 因为在当前 CT 扫描器中利用更低剂量协 议越来越重要， 所以如今关键的是在协议和主体尺寸的整个范围上 LCD 是可测量。
在图 7 的下图中， 我们图示示出针对典型 ( 仿真的 )CT 扫描器的 ExLCD 对比度性 能曲线。CT 系统基于以下系统特征改变它们的对比度性能 ：
1. 全部剂量 / 量子效率
2. 系统 / 电子噪声
3. 系统模糊 (MTF)
4. 非线性重构方法
在图 11 上图中的点线和虚线迹线定性地图示说明这些系统特征中的一些如何影 响对比度性能曲线。下图图示说明相对于剂量的那些性能曲线变化的重要性。在该图中， 红线交叉点示出在每个各自扫描器上实现类似图像质量所要求的相对剂量。
图 12 的上图中三条有色或阴影迹线图示说明如何比较三个代表性的 CT 扫描器。 在下图中， 代表性 CT 扫描器性能曲线覆盖在单一协议对比度方法的误差区域上， 其说明当 前 LCD 方法的不精确性可有效阻止 CT 扫描器之间对比度性能的真正区别。 发明内容 本公开和相关发明是关于扩展低对比度可检测性 ( 在此也称为 “ExLCD” 或 “扩展 LCD” ) 对比度测量系统和方法， 它们提供连接 x 射线剂量与通用图像质量度量的健壮能力。 本公开和相关发明提供以下能力 ：
1. 基于离线校准， 表征任意放射线成像系统在其操作范围上且针对任意患者尺寸 的对比度性能， 提供针对 QA 性能测试的能力其包含随时间追踪放射线成像系统的对比度 性能的能力 ；
2. 比较两个或更多放射线成像系统的对比度性能， 其包括， 例如对于 CT 扫描器， 由非线性或迭代重构影响的对比度性能 ；
3. 通过识别与等效对比度指数水平相关的每个系统上的协议， 在不同放射线成像 系统之间使协议标准化 ；
4. 针对期望对比度指数水平的临床方案中的具体患者， 优化具体放射线成像系统 上的扫描协议， 因此使放射线成像系统能够有以良好图像质量执行较低剂量扫描的能力。
若根据本发明的扩展低对比度可检测性 (ExLCD) 技术已经获得 ( 若干 ) 对比度性 能曲线， 则可出现这些特征中的每一个。
根据本公开和相关发明的一个方面， 提供为放射线成像系统的核操作模式的操作 范围决定扩展的低对比度可检测性性能函数的方法， 该函数是流量指数和对比度指数之间 的关系， 该放射线成像系统使用实际的重构图像， 该方法包含以下步骤 ： 选择多个协议， 所 述协议大体分布于所述放射线成像系统的操作范围上 ； 将体模成像， 所述体模包含每个所 述协议上的多个对象 ； 为每个对象计算可检测性， 以便决定针对每个对象的有序偶的相对 流量和对比度指数组 ； 为每个对比度组决定最小可检测对象尺寸 ； 为每个对比度组的每个 协议计算对比度指数 ； 利用流量指数和对比度指数的所述有序偶来为所述放射线成像系统 决定扩展的低对比度可检测性性能函数。
根据本公开和相关发明的另一个方面， 一种针对放射线成像系统的扩展低对比度 可检测性性能数据的放射线成像系统协议选择基准， 其用于所述放射线成像系统， 通过以 下步骤生成 ： 选择多个协议， 所述协议大体分布于所述放射线成像系统的操作范围上 ； 将 体模成像， 所述体模包含每个所述协议之上的多个对象 ； 为每个对象计算可检测性， 以便为 每个对象决定有序偶的相对流量和对比度指数组 ； 为每个对比度组决定最小可检测对象尺 寸； 为每个对比度组的每个协议计算对比度指数 ； 和收集流量指数和对比度指数的所述有 序偶的数据， 从而提供针对所述放射线成像系统的所述扩展低对比度可检测性性能数据的
协议选择基准。
根据本公开和相关发明的另一个方面， 提供针对特殊患者的特殊成像应用选择协 议的方法， 该方法包含以下步骤 ： 获得针对要被使用的放射线成像系统的扩展低对比度可 检测性性能数据， 这通过以下步骤实现 ： 选择多个协议， 所述协议大体分布于所述放射线成 像系统的操作范围上 ； 将体模成像， 所述体模包含每个所述协议上的多个对象 ； 为每个对 象计算可检测性， 以便决定针对每个对象的有序偶的相对流量和对比度指数组 ； 为每个对 比度组决定最小可检测对象尺寸 ； 为每个对比度组的每个协议计算对比度指数 ； 利用流量 指数和对比度指数的所述有序偶来为所述放射线成像系统决定扩展低对比度可检测性性 能数据 ； 通过参考所述扩展低对比度可检测性性能数据， 选择最佳化剂量和对比度指数 ； 以及选择流量指数， 该流量指数对应于来自所述扩展低对比度可检测性性能数据的所述对 比度指数。
并且根据本公开和相关发明的另一个方面， 提供扩展低对比度可检测性体模， 其 具有主体， 所述主体具有多个直径尺寸， 至少两个 (2) 直径尺寸， 带有背景材料 ； 包含于主 体内的多个对比度组， 每个对比度组包含多个不同尺寸的对象， 且其中对比度组和背景材 料经布置用于满足扩展低对比度可检测性方法的要求。
参考附图在此将进一步说明本公开和相关发明的这些方面和其它方面。 附图说明 图 1 为针对最佳协议选择的数据流实例 ；
图 2 为来自图像数据 ( 左 ) 或投影数据 ( 右 ) 的患者衰减的测定 ；
图 3 为量子噪声受限制的系统中的信噪比 ( 绿色迹线 ) 和带有电子噪声的信噪比 ( 红色迹线 ) ；
图 4 为 CATphan 体模的绘图 ；
图 5 为带有代表性重构图像 ( 下 ) 的 CTP515 低对比度模块图 ( 上 ) ；
图 6 为来自主要 CT 制造商的 ExLCD 测量值 ；
图 7 为整个流量范围上的对比度测量值 ( 顶部 ) 和从对比度测量值得到的对比度 性能曲线 ( 底部 ) ；
图 8( 顶部 ) 红色 + 图示说明当前完成的单一协议测量值与多个测量方法的对比， 并且 ( 底部 ) 虚红线图示说明由单一协议测量值导致的假定对比度性能曲线 ；
图 9 为单一协议对比度性能曲线和 ExLCD 对比度性能曲线的对比 ；
图 10 为由于管脚模糊引起的对比度降低的图解 ； ( 顶部 ) 头部扫描中的模糊 ； 和 ( 底部 ) 主体扫描协议中的模糊 ；
图 11( 顶部 ) 示出系统特征对对比度性能曲线的影响， 且 ( 底部 ) 示出三条不同 对比度性能曲线的等效对比度可检测性的剂量对比 ；
图 12( 顶部 ) 为针对三个代表性 CT 扫描器的对比度性能曲线的比较， 且 ( 底部 ) 为覆盖在单一协议对比度中的误差上的针对三个代表性 CT 扫描器的对比度性能曲线 ；
图 13 为 ExLCD 方法的块图 ；
图 14 为管脚尺寸采样和对比度组采样， 其中每个颜色代表不同的对比度组， 且对 比度组与置于下一个更低对比度水平的第 4 和第 5 管脚之间任意对比度组的最小管脚是交
错的 ( 点线 )。
图 15 为 ExLCD 体模配置， 其示出两个不同直径和 9 个不同的对比度组 ；
图 16 为 ExLCD( 仿真的 ) 体模的横截面， 其示出 20cm 的横截面 ( 左 ) 和 40cm 的 横截面 ( 右 ) ；
图 17 为在每个协议表示的对比度组， 其中橙色区域代表大致需要的覆盖范围 ；
图 18 为可视性映射的图示， 其中管脚按从大到小的顺序按 1-9 编号 ；
图 19 示出从选择的最小管脚到 ExLCD 对比度量度图的映射 ；
图 20 示出从统计方法导出的 ExLCD 对比度量度 ；
图 21 为 Rose( 罗斯 ) 标准可检测性指数 ( 顶部 ) 和相应 ExLCD 对比度量度 ( 底 部)；
图 22 为匹配滤波器可检测性分析的图解， 其中重构的图像噪声场 ( 顶行 ) 和管脚 的理想重构图像卷积， 以及 15 个理想重构管脚的序列与已滤波的噪声场 ( 中间行 ) 合并从 而生成图像 ( 底行 )， 该图像图解用于实现指明的阈值之上的可见度需要的对比度振幅 ；
图 23 为 ( 顶部 ) 有序偶 [ 相对流量、 对比度量度 ] 的集合， 以及 ( 底部 )2 个参数 方程的最小平方拟合 ； 图 24 为三个扫描器的对比度性能曲线的对比 ；
图 25 为 ( 顶部 ) 大管脚对比度性能曲线， 其中管脚＞ 2.5mm， 和 ( 底部 ) 小管脚对 比度性能曲线 ( 红色＝ 2.5mm， 绿色＝ 2mm) ；
图 26 为大管脚 ( 蓝色 ) 和小管脚 ( 红色 ) 的对比度性能的对比 ；
图 27 为 ExLCD 图， 其中对比度指数追踪可检测性 / 图像质量且流量指数追踪剂量 / 患者尺寸 ；
图 28 是曲线图， 其中绿色 “X” 点指明对于给定对比度水平针对每个对象的可检测 性值 ； 粗灰线示出可检测性值的线性拟合 ； 位置 “A” 指明基于阈值之上的最小清晰对象的 最小对象尺寸 ； 位置 “B” 指明基于使用所有对象尺寸的拟合的最小对象尺寸 ；
图 29 为用于开发两个不同扫描器之间的标准化协议的方法图解 ；
图 30 为 ExLCD 可检测性算法的优选实施例 ；
图 31 为 ExLCD 体模的可替换实施例的二维横截面 ；
图 32 为 ExLCD 体模的两个可替换实施例的三维绘图， 其仅使用九个对比度水平中 的三个 ； 上图具有圆柱形对象， 且在下图中， 在任意水平 2D 横截面中的对象的中心描绘出 螺旋线。
关于附图， 以下标识用于指明颜色 ：
G ＝绿色
GR ＝灰色
R ＝红色
B ＝蓝色
P ＝紫色
O ＝橙色
T ＝青绿色
DG ＝深绿色
M ＝红紫色
当参考本说明书时， 使用每种颜色的全名以避免混淆。在附图中， “ExLCD 对比度 性能曲线” 或 “对比度性能曲线” 可用于替代 “ExLCD 性能函数” 。 具体实施方式
图 1 示出根据本公开和相关发明的代表性数据流实例， 其用于最优化协议选择过 程。假设扫描器或特殊放射线成像系统可利用 ExLCD 性能函数。基于临床图像质量要求选 择期望的对比度水平。在该实例中， 期望的对比度指数 (Contrast Index) 为 30.0， 其对应 于在 40Hounsfeld 单位 (HU) 的对比度水平上的 5mm 管脚。然后， 最佳协议选择决定在对比 度性能曲线上对应于期望的对比度指数的位置。由于 ExLCD 性能函数总是单调的， 所以就 存在对应于对比度指数值和 ExLCD 性能函数的交叉点的唯一流量指数值， 如图 1 中图形所 示。对于该实例， 确定的流量指数 (Flux Index) 值为 3.8。这个唯一流量指数值可用于决 定最佳协议。
假设， 选择切片厚度作为独立参数。同样的， 假设存在用于决定患者主体直径 D 的 方法， 例如以下说明的用于决定患者水等效直径 (Dweq) 的方法。对于图 1 中的实例， 患者直 径为 40cm 且切片厚度为 5mm， 其导致 41.5 的计算 mAs 作为用于期望的图像质量的最佳流 量。 图 29 示出代表性数据流实例， 其用于在两个或更多扫描器之中标准化临床协议。 假设 “红色扫描器” 是已经为其开发协议的基线扫描器。该方法将稳健确定用于 “蓝色扫描 器” 的相应临床协议。对于红色扫描器上的每个期望协议， (1) 决定针对红色扫描器协议的 相应流量指数 ； (2) 查找红色扫描器的 ExLCD 性能函数上的相应对比度指数 (3) 找到蓝色 扫描器的 ExLCD 性能函数上的等效对比度指数值 ； 以及 (4) 基于蓝色扫描器的 ExLCD 性能 函数查找相应的流量指数， 因此决定用于蓝色扫描器的等效临床协议。
患者水等效直径
可从 CT 图像中计算被扫描对象的总衰减， 其以图 2 中的水等效面积表示。I(x， y) 的总和是水等效面积， 其中 I(x， y) 从图像像素中获得， 其被变换为由像素的相对衰减加权 的面积。水等效面积的平方根被限定为衰减单位 (AU)。
I(x， y) ＝ (image(x， y)/100+1)×PixelArea (5)
使用投影面积和合适的依赖扫描器的变换因数， 例如针对可购买的多切片扫描器 是 0.557， 也可从图 2 中的扫描投影放射线照片估计水等效直径。
使用放射线照片中示出的主体边界获得患者信息同样是可能的。在该方法中， 并 入主体直径和体重指数 (Body Mass Index) 以便优化协议是重要的。
针对患者的 Dweq 被用作方程 (7) 中的对象直径。
已知流量指数， 因为患者直径 Dweq 和切片厚度 (sliceThick) 是已知的， 所以扫描 需要的 mAs 可被计算用于获得患者的期望图像质量。
用于决定等式 (7) 中对象直径和 μwater 两者的可替换方法是使用来自有最长路径 长度的方向 ( 通常为横向 ) 的扫描投影放射线照片的水射束硬化修正的平均振幅 ( 最多 50 个样本的平均值 )。 由于图像噪声通常被噪声最大的投影影响， 和使用由水等效面积决定的 Dweq 相比， 这会提供更一致的对比度性能。
给定的扫描器可具有不止一个 ExLCD 性能函数， 例如针对以下参数的 ExLCD 性能 函数 ：
1. 切片厚度
2.X 射线射束能量 ( 包括双能量 )
3. 非线性重构
在提供协议参数作为输入的条件下， 该算法与多个 ExLCD 性能函数合作。
具有用于决定临床情况中期望的对比度指数的方法是必需的。 一种简单的方法是 以 Hounsfield 单位和对象尺寸指定期望的对象对比度区别。然后， 可由方程 1 立即计算 ExLCD 对比度指数。可以预期， 将开发更复杂的方法， 例如， 从实际临床图像导出。例如， 来 自各种患者在各种剂量水平上针对 ExLCD 校正扫描器上的特殊临床任务的临床图像可定 性地由放射科医师针对可接受度分级， ExLCD 则可用于为每个患者图像决定对比度指数。 以 该方法， 临床意见可与 ExLCD 性能关系相关联。足够数量的关于临床可接受度的定性放射 科学研究将最终揭示合适的对比度指数， 从而用于临床实践中。 ExLCD 提供为任意校准的扫 描器上的任意患者复制需要的结果的方法。 从可能的患者副作用的立场出发， 使用对比度媒质 ( 或造影剂 ) 的最小可能浓度 是有利的， 然而， 使用足够的对比度以便获得期望的图像质量是关键的。ExLCD 方法可被扩 展用于优化用于放射线成像系统的对比度媒质的浓度。
测量重构对象对比度以追踪由非线性或迭代重构影响的对比度性能是必要的。 因 此， 将在 ExLCD 方法中测量实际重构对比度。使用测量的对比度， 带有高度滤波的噪声谱的 重构过程将导致物体平滑， 其将导致比重构过程更低的 ExLCD 对比度指数， 该重构过程能 够在保持原始对象的空间几何形状时滤波噪声。
本公开的 ExLCD 方法可被分为四个主要组成部分， 这些组成部分在图 13 中的块图 中进行说明 ： (1) 包含各种对比度 / 直径横截面的 ExLCD 体模、 (2) 用于 ExLCD 测量的扫描 协议组和图像切片、 (3) 可检测性决定、 (4) 对比度指数函数产生器和参数计算。
如在此所用， 术语 “扩展低对比度可检测性” 和 “ExLCD” 表示且指的是放射线成像 系统的通用性能关系， 该放射线成像系统提供范围操作条件上的数字 LCD 值 ( 对比度指数 ) 以及患者尺寸 ( 流量指数 )。术语 “扩展低对比度可检测性函数” 、 “ExLCD 函数” 、 “ExLCD 性 能函数” 和 “ExLCD 性能曲线” 和 “对比度性能曲线” 表示且指的是对比度指数和流量指数 关系的任意数据或实体表现。
如在此所用的， 针对核操作模式中的每个协议变体限定流量指数值， 从而并入那 些协议参数， 这些参数直接影响可用于检测的 x 射线流量或图像性能重构参数。流量指数 值是 “相对” 于核操作模式的。即， 针对一个操作模式的流量指数值不能直接与针对另一个 核操作模式的流量指数值相比较。针对特定的核操作模式， 该相对的流量指数值是与可用
于检测的 x 射线流量成正比的任意表达式。对于 CT 扫描器， 一个可能的定义由方程 3 及附 属说明给出。
如在此使用的， 对比度指数值由方程 1 及其附属说明限定。它由针对任意核操作 模式和每个相关对比度组之内的每个协议的测量和计算决定。对于给定的核操作模式， 每 个对比度对象组被分派名义对比度水平 c。 该对比度水平由体模的制造特征设定， 由为核操 作模式完成的体模设计和体模校准决定。可检测的最小对象尺寸 p 则针对核操作模式内的 每个协议被决定。如其它处所描述的， 通过检查为协议生成的 ( 若干 ) 图像且然后决定最 小对象尺寸 p， ExLCD 算法为每个对象尺寸决定可检测性值， 最小对象尺寸对应于大于或等 于可检测性阈值的可检测性值。
若对比度组中一些对象但不是组中所有对象都是可检测的， 或当对比度组中所有 对象都是可检测的或对比度组中没有对象是可检测的时， 对比度组对于给定的协议参数组 是相关的。 通过从对比度组中对象的可检测性量度外推或内插可可靠地推断最小可检测对 象尺寸。
根据本公开， 可能为给定的放射线成像系统执行多个校准。例如， 完整的 ExLCD 扫 描器特征包括如下元素 ：
1. 为每个核操作模式完成新 ExLCD 校准。 当核操作参数发生改变时核操作模式改 变， 核操作参数例如是 ：
a.X 射线管能量
b. 源滤波器和瞄准仪
c. 重构模式， 例如， 非线性重构
2. 最新剂量测量
3. 校准 ExLCD 体模从而补偿制造公差和扫描器光谱特征。
如在此提到的， ExLCD 性能曲线或 ExLCD 性能函数为针对放射线成像系统的任意 核操作模式的 ExLCD 算法输出的一种形式或格式。ExLCD 性能曲线体现针对该核操作模式 的流量指数范围上的流量指数和对比度指数之间的联系。 它被表示为流量指数和对比度指 数值的数组或由其它合适的参数化表现。以如下方式体现该联系， 即该方式提供为任意期 望的流量指数决定对比度指数， 或相反地为任意期望的对比度指数和任意患者尺寸提供决 定协议参数的 ( 在线 ) 能力。
如在此提到的， 放射线成像系统为任意成像系统， 其依赖于用于构造图像的电磁 辐射 (x 射线、 γ 射线、 等等 )。对于描述的 ExLCD 系统和方法的应用， 放射线成像系统包括 但不限于， CT 扫描器、 数字放射线照相设备、 乳房 X 线照相设备、 核成像设备、 SPECT 设备。
如在此提到的， 各种检测方法包括体模图像系统和方法， 其经设计用于探知图像 解译任务的质量。一些可检测性方法包括以下项或以下项的组合 ： 在固定对象体模中的 对象视觉质量的人类意见 ( 最差的方法 )、 基于人工任务的观察， 其关于如何精确地决定 图像中对象的存在或缺失 ( 例如强制可替换选择方法 )、 统计噪声分析方法， 其中使用图 像噪声的一些测量推断对象的可检测性、 匹配滤波器方法， 其中对象空间频率被决定且然 后被用于分析这些空间频率之内的噪声、 理想贝叶斯 (Bayesian) 观察员信噪比分析、 非预 白化匹配滤波器信噪比 (NPWMFSNR) 等等， 例如辐射单位和测量国际委员会 (ICRU) 报告 54 “Medical Imaging-The Assessment of Image Quality” 中所进一步说明的， 其通过引用已包含于此。已经发现， NPWMFSNR 最接近地代表基于客观人工任务的评估。因此 NPWMFSNR 为针对 ExLCD 检测方法的优先选择， 虽然也可采用其它方法。NPWMFSNR 的变体是测量由于 系统的 MTF 造成的对象对比度降低， 以便降低噪声的空间频率但保留输入对象的空间频率 的系统将得到更高的 NPWMFSNR。
双能量
此处公开的 ExLCD 的原理可被应用于能量甄别放射线成像， 其同样应用于带有一 些特殊考虑的能量集成成像。 体模内的对象必须由能量敏感材料制成， 例如钙羟磷灰石钙。 体模对象可使用各种百分比的能量敏感材料。该原理是构建能量敏感材料对象的浓缩集 合。这会使体模对象对于放射线成像设备采用的能量甄别获得和重构方法敏感。能量甄别 系统可提供各种类型的图像。其中针对双能量 CT 的图像为 ： 比得上传统图像的高 kV 和低 kV 图像 ； 一组基础材料图像， 例如钙图像和水图像 ( 若选择的基础材料为钙和水 ) ； 以及在 选择的 keV 上的单色图像， 其由来自基础材料图像的数据或基础材料投影数据的合适组合 生成。借助使用能量敏感体模的 ExLCD， 可评估这些图像中的任意一个或全部。
ExLCD 体模
ExLCD 体模必须支持在流量范围上进行对比度测量。类似于当前的 CATphan， 20cm 的体模直径将支持在期望范围中的高流量端的流量值， 但不支持最低流量范围值。 因此， 提 供 40cm 的第二体模直径， 其借助合适的扫描参数将实现期望范围内的最低流量值。
当检测的流量在期望范围的较低端时， 将不能看到当前 CATphan 中的对比度水 平。因此， 引入额外的对比度组， 以在低流量范围中是可检测的。
ExLCD 体模包含 9 个不同的对比度组。每个对比度组包含 9 个对象， 有时称之为 “管脚” 。管脚尺寸经选择用于生成沿着对数对比度水平轴的均匀样本， 如图 14 中所示。其 中均匀样本通过以下公式得到 ：
设定样本数目为 N， 且 V1 和 VN 为第一元素和最后的元素。
ramp ＝ 1， 2， 3，…， N
V1 和 VN 可被写为 ：
V1 ＝ ab+1
VN ＝ ab+N
b+1 ＝ loga(V1) ＝ ln(V1)/ln(a)...................(1)
类似地， b+N ＝ loga(VN) ＝ ln(VN)/ln(a)..........(2)
对方程 1 和 2 求解， 我们得到 ：
b ＝ ln(V1)/ln(a)-1
因此， 同等取样的 Vec 可被限定为 ：
vec ＝ a(b+ramp)
设计对比度组以便沿着对数对比度水平轴的取样率被有效翻倍。即， 对比度组是 交错的， 如图中点线所示。具体地， 任意对比度组 ( 除了带有最小对比度值的组 ) 的最小管 脚位于带有第二小的对比度值的对比度组的第 4 和第 5 管脚之间。
表 2 中示出特定管脚尺寸和特定对比度水平值。对于任一对比度水平， 存在指出
使用 20cm 直径、 40cm 直径或两者时是否要求该对比度水平的指示。
表2： 管脚尺寸值和对比度水平值
基于表 2， 可按图 15 所示配置体模。不同的对比度水平可由各种阴影的和 / 或是 编号的栓钉描绘， 编号的栓钉由参考号 1 到 9 指明， 纵向位于体模内。在图中， 参考号 4、 5 和 6 指明的中间三个对比度组被定位成使得它们可与两种直径一起使用。
图 16 示出代表性的横截面。左边的图像示出 20cm 直径横截面 ； 右边图像示出 40cm 直径横截面。 体模将被设计成以便存在带有相同横截面和对比度组的多个切片。 通过 联合来自多个切片的测量值， 被重构对象的实际对比度的更精确测量将是可能的。
此外， 体模必须具有其中可测量噪声标准偏差和噪声功率谱的区域。体模也需要 将支持测量系统 MTF 的区域和对象。
本文档中说明的具体设计为可实现测量目的的许多设计中的一个。ExLCD 体模的 两个可替换实施例将具有图 31 中示出的横截面。在该图中， 每个颜色或阴影代表不同的对 比度水平。在该实施例中， 每个横截面中出现所有的对比度水平和管脚尺寸。使用该设计 时， 需要包含作为半径的函数的重构中的噪声响应。图 32 图解示出两个实施例， 其共享图 31 中所示的横截面。在两个描述中， 为了清楚， 9 个对比度组中仅三个被示出。图 32 上半 图中描绘体模由圆柱对象组成。体模管脚提供从切片到切片的一致对象， 它们类似于患者 中的轴向血管的表示。这提供了测试可利用切片到切片一致性的非线性重构处理的手段。 图 32 下半图中描绘的体模也由为螺旋状圆柱体的对象组成。即， 对于每个对象， 在水平二 维横截面中的圆形剖面的中心形成螺旋。这用来降低切片间的连贯性， 且当存在切片到切 片的变化时可用于校准性能。 这提供了测试可利用切片到切片一致性的非线性迭代重构处 理的手段。如图 15 中所示， 任一体模可以以 20cm 直径或 40cm 直径被使用。
ExLCD 协议
存在 20 个不同的协议样本， 此处从 0.09 到 7,200.0 之间进行选择， 均匀分布于对 数相对流量轴上。相对流量的特定值与相应扫描参数和体模直径一起在表 3 中示出。
# 相对流量 mAs 切片厚度 (mm) 直径 (cm)16CN 102498438 A 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13 14 15 16
17 18 19 20 21 22 23 115.000 200.000 360.000 660.000 1200.000 2160.000 3840.000 0.092 0.183 0.275 0.549 1.099 1.832 3.297 6.044 10.989 19.781 36.631 63.006 60.000 40.000 20.000 10.000说5 10 15 30 60 100 90 110 200 360 400 430 60 20 20 10明书1 1 1 1 1 1 2 3 3 3 5 8 1 2 1 1 40 40 40 40 40 40 40 40 40 40 40 40 20 20 20 2013/21 页115 200 360 330 150 270 4801 1 1 2 8 8 820 20 20 20 20 20 2017CN 102498438 A 24
7200.000说明900书8 2014/21 页表3： 针对选择的协议的相对流量值
如对号 ( √ ) 的数目示出的， 存在 ExLCD 体模的 12 个不同的切片 ( 横截面 )。理 论上， 12 个切片中的每个可针对 20 个协议中的每个被扫描， 导致 240 个图像切片。然而， 图 17 的检查图解说明 240 个可能的图像切片中仅相对小的子集是相关的。图中的阴影区 域代表需要的大概覆盖范围， 或换言之代表相关的对比度组。切片厚度需要被测量从而精 确决定流量指数， 因为名义选择切片和真实切片敏感度曲线图之间存在相当大的不同。
基于该分析， 44 个图像切片包括在表 4 中所示的 ExLCD 测量过程中。
表4： 经选择用于 ExLCD 测量处理的图像切片
ExLCD 算法
ExLCD 可检测性方法包括以上与合并实际测量的对比度的能力一起列出的检测方 法中的一个或更多个。可按以下步骤测量管脚图像对比度 ：
1. 校准体模从而决定管脚的有效平均对比度 ；
2. 使用校准的体模图像从而限定每个管脚的几何面积内像素位置的地图。
3. 使用管脚面积地图从而测量每个测试情况的平均对比度。
4. 平均来自多个切片的值， 这些切片在它们的几何结构和对比度组中是完全相同 的。
图 18 图解示出针对如表 4 中的测试 32 所说明的重构图像切片的可检测性判定结 果。标识三个对比度组的每个中的可检测的最小管脚， 如图表中所示。基于标识的管脚数 目， 相应的管脚尺寸和关联的对比度水平为针对该重构图像的测量的原始数据。
例如， 图 18 中， 使用方程 1 中的定义可记录三个 ExLCD 对比度测量值。
最小 (2.0mm) 的管脚当前不被运送至 ExLCD 对比度测量图上， 因为没有方法保证 其为可检测的最小管脚。因此， 对于该实例， 如图 18 所示， 头两个对比度测量值 [47， 69] 在 为表 2 中的测试 32 指示的流量指数位置 (10.0) 处被运送至 ExLCD 对比度测量图上。图 19 中， 有序偶的集合与对比度性能曲线一起被示出， 对比度性能曲线为有序偶集合的最小平方拟合。 EXLCD 可检测性
ExLCD 过程可包含以上列出的可检测性方法的任意组合， 例如图 30 中所示的。在 稍后章节中对使用 ExLCD 算法的各种可检测性方法的功效进行比较。
如同当前单协议 LCD 方法一样， 单个或多观察员方法可和 ExLCD 过程一起使用。 这 暗示了每个人类观察员将检查 44 幅图像中的每一幅且为三个对比度组中的每个组估计可 检测的最小管脚。观察员可平均在 30 分钟内完成 44 幅图像。
多个人类观察员分析各种 ExLCD 实验的结果证明了在人类观察员之间存在结果 的广泛变化。实际上， 这证明， 相比于 CT 扫描器之间的预期测量变化， 观察员之间的变化是 巨大的。
来自单协议 LCD 方法的统计方法被应用于 ExLCD 过程， 例如在 Jiang Hsieh 的 书 《Computed Tomography ： Principles， Design， Artifacts and Recent Advances》 中 所说明的， 其全文通过引用已包含于此， 且它是 ASTM 1695-95 中说明的对比度甄别因数 (Contrast Discrimination Factor， CDF) 的变体。在其中说明的算法被应用于针对 ExLCD 过程生成的 44 个图像中的每个。将为该对比度组选择实现背景分离的任意对比度水平中 的最小管脚。即， 若理想对比度值处在针对该管脚尺寸计算的噪声标准偏差或大于该噪声 标准偏差， 则针对该管脚以及该对比度水平的对比度量度可被置于 ExLCD 对比度量度图 上， 如图 20 中所示。
统计方法生成最一致的对比度性能曲线， 但遭遇两个问题 ： (1) 它倾向于将所有 结果向更高的对比度量度偏置 ； 以及 (2) 当使用非线性或迭代重构时， 它不能生成精确的 对比度量度。
Rose 标准已经长期作为用于嵌入白噪声背景中低对比度对象的图像可检测性分 析的健全标准， 例如通过本领域中已知的 Rose 标准推导 (Rose Criterion Derivation)。 它涉及建立可检测性指数 v 的公式中的 (1) 对象尺寸、 (2) 测量的对象对比度以及 (3) 背 景噪声 ( 像素标准偏差 )，
其中 C 为测量的对象对比度， p 为管脚直径， S 为图像像素尺寸且 σ 为背景噪声的 测量的标准偏差。注意， 在该公式中， 用大写字母 C 指明测量的对比度水平， 其区别于由小 写字母 c 指示的公式 1 的名义对比度水平。
为可获得的 44 个图像切片的每一个的每个对比度水平计算可检测值。处在可检 测性阈值或超过可检测性阈值的可检测值被选定为 “可检测的” 。虽然 Rose 标准推导建议 为 4 的阈值， 但是我们确定， 5 作为阈值与人类观察员结果更加一致。选择的可检测值在图 21 的上图中示出。对于每个可检测的管脚， 根据公式 (1) 计算 ExLCD 对比度指数值且该值 在 ExLCD 对比度量度曲线图上， 图 21 的下图， 被标绘。
Rose 标准定义明显依赖于计算可检测指数时的测量的对比度。然而， 若使用理想 或名义对比度而不是测量的对比度， 那么研究 Rose 可检测性方法的性能是有益的。即， 理 想 Rose 可检测性指数可由下列公式定义。
匹 配 滤 波 器 可 检 测 性 方 法 利 用 针 对 理 想 贝 叶 斯 观 察 员 (Ideal Bayesian Observer， IBO) 的公式。理想观察员是其数据分析性能为最可能的观察员。匹配滤波器可 检测性方法利用 IBO 理想决策人员的公式，
其中 f 为理想对象的傅里叶变换， K 为大的面积转移因数， MTF 为系统调制传递函 数 (MTF) 且 Wn 为噪声功率谱。
在公式 11 中， |f(τ)|2MTF2(τ) 项有效地作为不带有噪声的重构对象的功率谱。 该公式适用于线性、 移位不变系统， 但如果我们希望对非线性重构方法建模则该公式是不
合适的。为了针对非线性情况归纳公式 (11)， 我们用代替 |f(τ)|2MTF2(τ)，是理想对象 o 的对象依赖重构的功率谱。因此， 我们得到，
且匹配滤波器可检测性指数 vo 可被写为 ：当 vo 大于预定阈值时， 对象 o 是 “可见的” 。
借助图 22 中示出的图像和图形， 直观地说明匹配滤波器方法。
以真实图像数据计算 vo 引起重要的数值挑战。在我们的 ExLCD 过程中， 总的常数 K 是固有的， 且不随 CT 扫描器改变。噪声功率谱 Wn 可作为像素的大均匀噪声区域的 2D 傅 里叶变换的放射平均值被计算。 关键是该区域为高度均匀的， 没有甚至微小的杯状挤压、 带 或环。当然， 结果必须针对像素尺寸和像素数被适当按比例调节。
对象的对象依赖傅里叶变换将作为重构对象的 2D 傅里叶变换的放射平均值被计算。 关键是包含对象的像素小区域被选择用于减少噪声污染。 和噪声功率谱一样， 结果必须针对像素尺寸和像素数被适当按比例调节。
EXLCD 性能函数
如上所述， 应用于 44 个图像切片的任意可检测性方法的输出为有序偶 [ 流量指 数， 对比度指数 ] 的集合， 其对应于针对任意可应用的对比度水平 “可检测的” 最小管脚。这 个有序偶的集合可以绘制在对数 - 对数刻度上， 如图 23 的上图中所示， 并且然后被用于构 建 EXLCD 性能函数。作为一种方法， 数据点然后被拟合到包含 (1) 量子检测效率以及 (2) 系统 / 电子噪声的 2 参数方程。图 23 中的下图图解示出由最小二乘拟合生成的曲线。
没有非线性重构的方法时， 可以示出， ExLCD 对比度指数大约与信噪比成比例。
其中 [J， M] 代表有序偶 [ 流量指数， 对比度指数 ]。对于每个有序偶集合， 我们能 够确定最佳拟合测量的有序偶的 ρ 和 e 的值。在结果和实验部分报告的分析中， ρ 对应 于对比度增益因数且 e 对应于系统 / 电子噪声的标准偏差。
参数 ρ 和 e 可提供 CT 扫描器的确定特征。在结果和实验部分， 我们举例说明不 同可检测性方法如何对将影响 ρ 和 e 的特定扫描器改变作出反应。明显地， 当 ExLCD 过程 报告对比度增益的更高值和电子噪声的更低值时， 扫描器具有更好的性能。例如， 从图 24 的对比图中示出 ：
1. 扫描器 2 具有比扫描器 1 更高 ( 更好 ) 的对比度增益
2. 扫描器 3 具有稍微低于 ( 差于 ) 扫描器 2 的对比度增益
3. 扫描器 3 具有低于 ( 好于 ) 扫描器 1 的电子噪声
如图 10 中所图解的， 当通过系统 MTF 模糊更小管脚时， 可能存在对比度的相应降 低。即， 带有高度滤波对象的高度滤波的噪声谱将导致低于重构过程 ( 例如， 非线性重构 ) 的可检测性分数， 这导致高度滤波的噪声谱， 但能够保留原始对象的空间几何结构。 该现象 通常仅对于更小型对比度管脚为可观察的且可测量的。因此， ExLCD 方法包括小管脚性能 曲线， 从涉及被 MTF 影响的管脚的对比度测量估计。在图 25 中， 为大管脚 ( 上图 ) 和小管 脚 ( 下图 ) 示出对比度量度。图 26 中示出对比。
体模校准
每个物理 ExLCD 体模无疑具有与体模设计的一些差异。因此， ExLCD 过程将包含 校准部分， 其将决定且记录真实的对比度值和真实的管脚位置值。由校准决定的真实对比 度值则将作为名义对比度值 ( 小写字母 c) 用于所有 ExLCD 测量。真实的管脚位置值将被 用于为任何非观察员可检测性决定改进测量的对比度值 ( 大写字母 C) 的精确性。
校准部分将有效补偿扫描器之间的 x 射线谱变化。同样的， 校准部分将包括体模 制造公差检查。若体模切片在对比度、 管脚尺寸或管脚位置方面在公差之外， 这将会被报 告。
结果和实验
为了估计 ExLCD 过程的值， 我们模拟各种扫描器配置。我们使用功能全面的扇形 波束 CT 扫描模拟器来生成 CT 测量数据。扇形波束模拟器包括模拟量子噪声和电子噪声的 能力。对于这些实验， 仅量子和电子噪声被改变。表 5 中列出的其余配置参数保持恒定。
参数 源至检测器的距离 (cm) 源半径 (cm) 检测器斜度 (cm) 值 115 62.5 0.122CN 102498438 A说检测器高度 (cm) X 射线谱明书0.1 单能 50.0 25.0 0.45 512×512 11.019/21 页用于 40cm 体模的扫描直径 用于 20cm 体模的扫描直径 视图间距 ( 度 ) 重构图像尺寸 重构图像半径 (cm)
表5： 用于模拟实验的扫描和重构参数
在表 6 中， 列出所有的配置并且针对人类观察员、 Rose、 理想 Rose 和统计方法为对 比度增益和电子噪声记录结果。预计对比度增益随着量子效率的平方根改变， 同时我们预 期电子噪声直接和模拟的电子噪声成正比。
表6： 对比度增益和电子噪声拟合， 其针对人类观察员、 Rose、 理想 Rose 和统计方 法的各种实验
为表 6 中来自行号 8-10 的拟合计算测量误差。对比度增益单元中的这些误差的 标准偏差在表 7 中给出。
表7： 针对来自表 6 中行号 8-10 的拟合的测量误差
综上所述， 以下内容被公开且是明显的 ：
1.ExLCD 过程可成功表征 CT 扫描器在整个流量范围上的对比度性能。 它也适合于 其它放射线照相应用， 例如数字放射线照相、 乳房 X 线照相术、 核医疗学和 SPECT( 单光束发 射计算机断层摄影术 )。
2. 单个 LCD 测量不提供关于更低流量区域中扫描器对比度性能的信息， 其包括 (1) 在较低剂量的主体扫描、 (2) 针对大主体的扫描、 (3) 快速扫描。
3. 借助 ExLCD 过程， 和任一自动方法 ： 统计和 Rose 方法相比， 人类观察员可检测 性决定的一致性小于得多。实际上， 观察员可检测性决定的精确性不足以区分典型商业扫 描器之间的对比度性能。
4. 借助 ExLCD 过程， Rose 方法比统计方法更接近人类观察员结果。
5.Rose 方法和统计方法均精确地追踪在带有和不带有电子噪声的对比度增益中 的预期变化。
6. 对于 Rose 方法， 电子噪声参数与量子效率中的变化不一致。对于统计方法， 电 子噪声参数与量子效率中的变化的一致性在 8％之内。
7. 对于统计方法， 电子噪声参数精确地追踪电子噪声中的预期变化。
8. 基于 ExLCD 对比度量度的可视分析， 相比于理想 Rose 和统计方法， Rose 方法是 噪声十分多的。这是因为 Rose 方法使用针对每个管脚的对比度值， 其在管脚的已知位置上 的图像中被测量。这指明平均多个切片之间的对比度值是必要的。
本公开的系统和方法也提供下列功能、 特点和优势 ：
针对放射线成像系统 ( 例如 CT) 的性能函数， 其表征在该系统的操作范围上的可 检测性。
性能函数， 其与和剂量使用相关的临床性能相联系。
ExLCD 性能函数是自动被计算的。
计算方法响应非线性和迭代图像重构方法。
特定体模或体模组可与各种尺寸和对比度的对象大阵列一起使用， 其中对比度经 设计以覆盖从最低到最高可能的流量情况的范围。
通过使用针对给定对比度水平的所有对象尺寸从而决定最小可检测对象， 可增强
ExLCD 方法， 如图 28 所示。 通过将点拟合到线且决定拟合的线在何处穿过可检测性阈值， 该 概念可导致改进 “最小管脚尺寸” 的检测精确度。类似地， 可使用针对给定对象尺寸的全部 对象对比度进行拟合。
ExLCD 方法要求体模被校准以说明制造变化。
ExLCD 体模校准方法学包括扫描体模且使用线性重构方法重构图像。体模图像中 的每个测试对象然后和系统的 MTF 进行反卷积， 从而获得输入对象的表示， 该表示使用多 个图像从而确保针对对象的高信噪比。
已校准的体模可被扫描多次从而确保良好 SNR 性能， 其带有在扫描器操作范围中 关键点上的协议组。
可检测性计算分析每个对象和针对对比度水平带内的对象组的噪声谱， 其中对比 度水平包含可检测性阈值。
可检测性计算可使用非预白化匹配滤波器信噪比， 其中以对象对比度降低因数降 低对象信号。
性能函数可被用于复制已被特征化的扫描器上的任意患者的临床效果。
性能函数提供针对定性临床成像的客观可量化评分表。
最小临床图像质量得分可由医疗研究员针对各种临床问题决定且分派。 对于特殊 患者和临床问题， 这些得分可用于为扫描器决定要求的操作精确条件， 其中扫描器已被特 征化。