技术领域
本发明通常涉及诊断成像，且更具体地涉及在CT数据获得期间防 止检测器饱和、校正超范围CT检测器以及验证CT视图校正精度的系 统和方法。
背景技术
通常，在射线照相系统中，X射线源向对象或物体，如病人或一件 行李，发射X射线。此后，术语“对象”和“物体”可互换使用以描 述可被成像的任何事物。在被对象衰减后，X射线束撞击到辐射检测器 阵列上。检测器阵列上接收的辐射束强度通常取决于X射线穿过被扫 描物体的衰减。检测器阵列的每个检测器生成指示每个检测器所接收 的衰减束的独立信号。该信号被发送到数据处理系统进行分析和进一 步处理，其最终生成图像。
以类似方式，辐射检测器用于发射成像系统中，如用于核医学 (NM)伽马照相机和正电子发射断层扫描(PET)系统。在这些系统中， 辐射源不再是X射线源，而是引入到待检查体内的放射性药物。在这 些系统中，阵列的每个检测器生成与物体内放射性药物浓度的局部强 度有关的信号。类似于常规X射线成像，发射信号强度也由内在 (inter-lying)身体部分衰减。检测器阵列的每个检测器元件产生指 示每个检测器元件接收的发射束的独立信号。该信号发送到数据处理 系统进行分析和进一步处理，其最终生成图像。
在大部分计算机断层摄影(CT)成像系统中，X射线源和检测器阵 列绕着包含围绕对象的成像体积的台架旋转。X射线源通常包括X射线 管，其从阳极焦点发射扇形束或锥形束X射线。X射线检测器组件通常 包括：用于减少散射的X射线光子到达检测器的准直器，与准直器相 邻的用于将X射线转换成光能的闪烁体，和与闪烁体相邻的用于接收 光能并由其产生相应电信号的光电二极管。通常，闪烁体阵列的每个 闪烁体将X射线转换成光能。每个发光二极管检测该光能并产生相应 的电信号。光电二极管的输出而后发送到数据获得系统，然后再发送 到处理系统进行图像重建。
常规CT成像系统采用将X射线光子能量转换成电流信号的检测 器，该电流信号在一段时间上累积，而后经测量并最终数字化。这种 检测器的缺点是其不能提供关于被检测光子的能量和入射通量速度的 独立数据或反馈。也就是说，常规CT检测器具有闪烁体部件和光电二 极管部件，其中当接收到X射线光子时，闪烁体发光，光电二极管检 测闪烁体部件发出的光并提供作为入射X射线光子强度和能量函数的 积分电流信号。虽然通常认为，在常规CT检测器设计未得到改进情况 下，CT成像不是一种可行的诊断成像工具，这些积分检测器的缺点是 其不能提供能量鉴别(energy discryminatory)数据或计算由给定 检测器元件或像素实际接收的光子数目和/或测量其能量。因此，最近 的检测器研制包括能量鉴别检测器的设计，该检测器能提供光子计数 和/或能量鉴别反馈。在这一点上，可使检测器按X射线计数方式、每 个X射线事件的能量测量方式或这两种方式进行操作。
这些能量鉴别检测器不仅能够进行X射线计数，而且能够提供每 个被检测X射线的能级测量。虽然在构建能量鉴别检测器中可采用多 种材料，包括闪烁体和光电二极管，但已经发现具有诸如非晶形硒或 碲化镉锌的X射线光电导体的直接转换检测器属于优选材料，所述X 射线光电导体将X射线光子直接转化成电荷。光子计数检测器的缺点 是这些类型的检测器具有有限的计数速度，并且在覆盖常规CT系统通 常会遇到的包含非常高的X射线光子通量速度的较宽动态范围时存在 困难。通常，需要1,000,000至1的CT检测器动态范围来充分地控制 CT成像中遇到的光子通量速度的可能变化。在目前可用的快速扫描器 中，当在扫描区域内没有物体时，很少遇到超过108光子/mm2/秒的X 射线光子通量速度，用同样的检测系统只需计数设法横穿大型物体中 心的数十个光子。
极高的X射线光子通量速度最终导致检测器饱和。也就是说，这 些检测器通常在较低的X射线通量水平饱和。该饱和可出现在检测器 和辐射源或X射线管之间插入较小的对象厚度的那些检测器位置处。 已证明，这些饱和区域对应于靠近或在对象投射到检测器阵列上的宽 度之外的低对象厚度的路径。在许多情况下，对象对X射线通量衰减 以及随后对检测器阵列的入射强度产生的影响为大致圆柱形。在这种 情况下，饱和区域表现为在检测器阵列两端处的两个不相连的区域。 在其它不太典型但也不在少数的情况下，饱和出现在其它位置以及出 现在检测器的超过两个以上的不相连区域中。在对象是圆柱形的情况 下，在阵列边缘的饱和度可通过对象和X射线源之间强加的蝴蝶结 (bowtie)滤波器来减小。典型地，滤波器构建成与对象的形状相匹 配，从而横跨检测器阵列均衡总衰减、滤波器和对象。然后入射到检 测器的通量在整个阵列上较均匀且不会导致饱和。然而存在的问题 是，假如对象布局(population)明显不均匀，且对象形状不是恰好 是圆柱形也不位于X射线束中心时，蝴蝶结滤波器可能不是最佳的。 在这种情况下，就可能出现一个或多个不相连的饱和区域，或相反对X 射线通量过度滤波且不必要地形成极低通量的区域。投射中的低X射 线通量导致信息内容的减少，其最终在对象的重建图像中促成不想要 的噪声。
已经提出若干种技术来解决检测器任何部分的饱和问题。这些技 术包括在整个检测器阵列宽度上保持低X射线通量，例如通过在扫描 期间调制管电流或X射线电压。然而，这种方案导致扫描时间增加。 也就是说，图像获得时间的增加与获得满足图像质量需求的一定数量X 射线所需要的额定通量成比例，从而需要付出图像获得时间增加的代 价。
因此，需要设计一种方法和系统，其能控制CT检测器组件上的X 射线通量以减少检测器元件饱和或超出范围的可能性，以及对于那些 确实超出范围的检测器元件，也需要有一种有效和高效校正饱和CT视 图的数据校正技术。
发明内容
本发明是一种用于在CT数据获得期间减少检测器元件饱和的发生 以及有效校正与超范围(over-ranging)检测器元件相关的数据的受 控方法和设备，其克服了上述缺点。
提供一种自适应CT数据获得技术，通过该技术，为获得CT数据 而发射的辐射受到动态控制，以限制在CT检测器组件上的那些在给定 数据获得期间尤其易于饱和的检测器上曝光。该数据获得技术识别 出，对于给定对象尺寸和位置，对象前滤波和辐射束的准直可能不足 以完全防止检测器元件饱和。同样地，本发明还包括实现用于另外校 正饱和CT检测器的不可用数据的多种CT数据校正技术。这些数据校 正技术包括最近邻域校正、偏心模型(off-centered phantom)校正、 偏心合成数据校正、侦察数据校正、平面射线照片校正和多种其它技 术。本发明可特别适用于能量鉴别CT系统，但同样适用于常规CT系 统以及其它多能量CT系统，如基于双kVp的系统。
因此，根据本发明的一个方面，公开一种扫描器，其包括辐射源 和具有多个辐射检测器的辐射检测器组件。该扫描器还包括可操作地 连接到辐射检测器组件上的计算机，其编程为利用未超范围检测器的 输出校正超范围检测器的输出。
根据本发明的另一方面，一种CT数据校正方法包括从物体获得CT 数据并将CT数据的轮廓与偏心模型轮廓相比较。该方法还包括根据偏 心模型轮廓校正CT数据的饱和部分。此外，可替换的，用于校正的偏 心模型轮廓可利用基于物体几何形状和预测的材料/X射线相互作用的 分析手段来生成，以生成所需尺寸、几何形状和材料的合成轮廓数据。
根据另一方面，本发明包括一种计算机可读存储介质，其上安装 有表示一组指令的计算机程序，当计算机执行该组指令时，促使计算 机将来自CT检测器的每个检测器元件的信号值标准化并将信号值与一 对阈值相比较。还促使计算机根据所述比较将对应于给定检测器信号 值的CT视图读数表征为正常视图、噪声视图和饱和视图中的一个。而 后，如果该CT视图表征为噪声视图，则计算机向CT视图应用滤波核 (filter kernel)，如果该CT视图表征为饱和视图，则计算机向CT 视图应用饱和视图校正。
根据另一方面，本发明包括一种CT数据校正方法，该方法包括空 气校正一组CT视图的饱和视图的步骤和由该组CT视图生成空气校正 的正弦图(sinogram)的步骤。该方法还包括由该组CT视图重建图像 且重新投影该图像以生成另一组CT视图。该CT数据校正技术还包括 由该另一组CT视图生成重新投影的正弦图并且将该重新投影的正弦图 与饱和视图正弦图掩模比较。而后基于该比较结果更新该空气校正的 正弦图，而后，该方法由更新的空气校正的正弦图重建图像。
根据本发明的又一方面，一种CT数据校正方法包括滤波但不反向 投影校正的CT视图以及确定该滤波后的CT视图的平直度的度量 (measure of flatness)。该方法还包括根据平直度的度量确定已 校正CT视图的校正值的步骤以及基于该校正值重新校正该已校正的 CT视图的步骤。
根据以下详细说明和附图，本发明的各种其它特点和优点将显而 易见。
附图说明
附图示出当前用于实现本发明的一个优选实施例。
附图中：
图1是CT成像系统的示意性视图。
图2是图1所示系统的示意性框图。
图3是可应用于图2-3中所示CT成像系统中的对象前射束成形 滤波器组件的一个实施例的示意图。
图4是表示根据本发明一个方面的CT视图表征技术的步骤的流程 图。
图5是示出相对于成像剂量分布图的侦察剂量分布图的曲线图。
图6是示出与成像扇形相匹配的侦察扇形的曲线图。
图7示出可能在CT数据获得中遇到的多个示例性辐射分布图。
图8是示出一个根据本发明的示例性饱和数据校正技术的示意 图。
图9是示出给定待成像对象的X射线通量分布图的曲线图。
图10是示出用于饱和数据校正的确定偏心轮廓的示例性技术的示 意图。
图11是示出用于饱和数据校正的确定偏心轮廓的另一技术的示意 图。
图12是示出用于饱和数据校正的确定偏心轮廓的另一技术的示意 图。
图13示出已根据本发明饱和校正技术校正的相对于已知校正技术 的一系列图像。
图14是示出根据本发明另一方面的校正饱和数据技术的示意图。
图15是示出相对于未饱和数据分布图的饱和数据分布图的曲线 图。
图16是示出相对于未饱和数据分布图的校正饱和数据分布图的曲 线图。
图17是与无损包裹检查系统一起使用的CT系统的示意图。
具体实施方式
参见图1和2，所示出的计算机断层摄影(CT)成像系统10包括 代表“第三代”CT扫描器的台架12。台架12具有向台架12相对侧上 的检测器组件投射X射线束16的X射线源14。X射线束由准直器19 准直。检测器组件18由多个检测器20形成，多个检测器20共同感测 穿过患者22的投射X射线。每个检测器20产生表示撞击X射线束强 度的电信号，并还能够提供光子或X射线的计数数据和能级，以及穿 过患者22的衰减束。在获得X射线投影数据的扫描期间，台架12及 安装在其上的部件绕旋转中心24旋转。
台架12的旋转以及X射线源14的操作由CT系统10的控制机构 26管理。控制机构26包括向X射线源14提供电源和定时信号的X射 线控制器28，控制台架12的旋转速度和位置的台架电机控制器30， 以及控制准直器19将X射线束准直在x方向的准直器控制器29(如图 2所示)。控制机构26中的数据获得系统(DAS)32复查来自检测器 20的数据并将该数据转换成数字信号以供后续处理。图像重建器34 从DAS 32接收采样的和数字化的X射线数据并进行高速重建。重建的 图像作为输入提供到计算机36，计算机36将图像存储在大容量存储设 备38中。
计算机36还通过具有键盘的控制台40从操作者接收命令和扫描 参数。附带的显示屏42使操作者能够观察重建的图像以及其它来自计 算机36的数据。计算机36采用操作者提供的命令和参数向DAS 32、 X射线控制器28和台架电机控制器30提供控制信号和信息。此外，计 算机36操作控制机动化工作台46的工作台电机控制器44以定位患者 22和台架12。特别地，工作台46移动患者22的部分穿过台架开口48。
本发明包括X射线通量管理控制，设计用于防止例如在光子计数/ 能量鉴别X射线检测系统中以低动态范围为特征的检测器元件饱和。 检测器通道的动态范围限定X射线通量水平的范围，检测器通道可控 制在低通量端提供有意义数据且在高通量端不经受超范围或饱和。虽 然需要防止超范围，但为了提供有诊断价值的数据，对通常在穿过较 厚横截面或其它限制X射线传输的区域成像期间出现的低通量条件进 行控制，在检测器设计中也是至关重要的。因此，在此描述的X射线 通量管理控制设计为满足高通量和低通量条件。
现在参见图3，其示意性示出了可应用于上述CT系统的X射线生 成和滤波组件。组件50包括X射线源52，其向对象(未示出)投射X 射线束54或其它高频电磁能量束。如将要描述的，射束54具有适合 对象的至少近似的物理特性(例如形状)的分布图56。在由对象进行 衰减前对X射线束54进行衰减以限定分布图56的是对象前射束成形 滤波器组件58。
滤波器组件58包括一对通常在形状和方位上彼此呈镜像的滤波器 或滤波器部件60和62。在这点上，每个滤波器60，62一般说来构成 滤波器组件的一半。每个滤波器由基底64、66，尾部68、70和弯曲 或弓形部分72、74形成。在这点上，每个滤波器对X射线的衰减在整 个滤波器体上是不均匀的。也就是说，由于每个滤波器的基底比尾部 厚，每个滤波器的基底比每个滤波器的尾部衰减更多的X射线。在一 个实施例中，每个滤波器的基底具有30mm的厚度，而每个尾部具有 0.25mm的厚度。衰减程度是用于制造滤波器的衰减材料和每个滤波器 部分的相对厚度的函数。
每个滤波器60，62可操作地分别连接到电机组件76，78上。每 个电机组件从成像系统的控制器和/或计算机接收控制信号，当接收到 控制信号时，该信号就使每个电机组件将相应的滤波器定位到X射线 束或路径54内。在一个实施例中，每个电机组件包括步进电机，但可 以考虑采用其它类型的电机来定位滤波器。电机组件76，78还设计成 在整个数据获得过程中独立地重新定位滤波器。在这点上，每个滤波 器可分别和动态地控制或定位以在整个数据获得过程中实现特定衰减 分布图56。此外，优选地，两个滤波器连接各自的电机组件并由其控 制。另外，一个滤波器可固定并相对于另一个滤波器保持静止。还考 虑采用二个以上的滤波器。
在一示例性实施例中，滤波器60的远端(相对于X射线源)与X 射线源52相距117mm。在该示例性实施例中，滤波器62的远端设置 在距X射线源148mm处。另外，在该示例性实施例中，滤波器60的基 底沿X轴的长度为45mm，尾部的长度为135mm，以及连接弯曲部分的 长度为24.9mm。相反，滤波器62的基底在X方向上的长度为53mm， 尾部的长度为168mm，以及连接弯曲部的长度为34.2mm。每个弯曲部 的尺寸如下表所示。本领域技术人员很容易理解，上述尺寸只表明多 个可能实施例中的一个。
弯曲部分X，Y坐标尺寸 滤波器96X 滤波器96Y 滤波器98X 滤波器98Y 0.00000 1.52658 3.02431 4.48315 5.89467 7.25198 8.54973 9.78406 10.9524 12.0536 13.0874 14.0545 14.9562 15.7946 16.5720 17.2910 17.9543 18.8075 19.8335 20.9281 22.0739 23.2688 24.5186 0.140964 0.277455 0.736801 1.49686 2.53118 3.81159 5.30908 6.99454 8.83954 10.8169 12.9009 15.0681 17.2971 19.5688 21.8668 24.1766 26.4862 27.9529 28.7495 29.2923 29.6668 29.9013 29.9983 0.00000 1.92109 3.81409 5.66911 7.47786 9.23358 10.9311 12.5666 14.1378 15.6436 17.0839 18.4596 19.7722 21.0238 22.2169 23.3544 24.4391 25.7168 27.1705 28.6963 30.2769 31.9104 33.6029 0.140964 0.277455 0.736801 1.49686 2.53118 3.81159 5.30908 6.99454 8.83954 10.8169 12.9009 15.0681 17.2971 19.5688 21.8668 24.1766 26.4862 27.9529 28.7495 29.2923 29.6668 29.9013 29.9983
电机组件76，78分别轴向和独立地定位滤波器60，62，使得滤 波器的集体衰减形成目标衰减分布图。在一个实施例中，每个电机通 过伸展和缩回相应的活塞组件80，82来定位相应的滤波器。本领域技 术人员将意识到，可采用其它组件使滤波器在X射线路径中来回伸展 和缩回。其于滤波器的定位，由滤波器60所引起的衰减添加到由滤波 器62所引起的衰减中。由于每个滤波器具有形成多个厚度的周线 (contour)，合成的周线共同形成多个可能的射束轮廓。从而可从多 个可能的射束轮廓中选择一个具体的射束轮廓，从而使得到的射束轮 廓适应于具体患者或对象。也就是说，滤波器60，62可通过它们相应 的电机组件76，78相对于彼此定位，以形成与患者大致形状基本匹配 的射束轮廓，从而保持整个检测器组件的X射线通量较为均匀。而且， 滤波器60，62被显示为彼此至少部分重叠。然而，可考虑将滤波器定 位成不出现重叠。
虽然考虑可采用与对象尺寸和位置匹配的可变蝴蝶结滤波器实现 整个CT检测器组件的较均匀X射线通量，应当认识到，也可采用固定 蝴蝶结滤波器。在这点上，CT系统可装备有多个蝴蝶结滤波器，并且 基于侦察扫描或其它测量形式，可确定对象的尺寸和位置并可从滤波 器库中选择合适的蝴蝶结滤波器。在一个优选实施例中，基于在诸如 横向或SP侦察的侦察扫描期间获得的信息选择蝴蝶结滤波器。虽然通 过可变蝴蝶结滤波器或固定蝴蝶结滤波器库的维护提供了强健性，所 获得的CT视图还是可能恶化或达到饱和。
例如，假设蝴蝶结滤波器构造成在对具有半径R的圆形物体成像 期间提供整个检测器组件的均匀X射线通量。蝴蝶结滤波器沿其长度x 上的厚度可由表达式：2R[1-sqrt(1-x2/R2)]表征。可用蝴蝶结滤波器 的可用族的半径可以在5cm到45cm的范围变化。通常，滤波器半径与 穿过待成像对象的中间宽度相匹配。(可采用侦察数据确定该中间宽 度)。如果选择半径R比对象中间宽度小的蝴蝶结滤波器，将会得到 很少的饱和视图；然而，辐射的强滤波会导致噪声增大。也就是说， 一些CT视图可能会遭遇丢失相关信息的非常低的光子统计。这些视图 被认为是恶化的。在另一方面，如果选择较大R的蝴蝶结滤波器，尽 管对于未饱和检测器元件可获得良好的光子统计，但许多检测器元件 会出现检测器饱和。不论为保持整个CT检测器组件的较均匀X射线通 量而选择何种蝴蝶结滤波器，上述两情况皆有可能。也就是说，无论 通过固定蝴蝶结滤波器的应用还是通过可变蝴蝶结滤波器的不精确应 用，一些CT视图都可能恶化或饱和。这些CT视图将噪声、条纹和伪 影(如射束强化伪影(beam hardening artifacts)引入重建的图像 中。
因此，本发明还包括用于调节噪声和恶化或饱和视图的获得后处 理的实施例。在这点上，本发明还包括将CT视图分为噪声、恶化或二 者皆不是的类型的迭代处理。该迭代处理步骤如图4所示。
该步骤在84开始，在86从物体或对象获得CT数据。该CT数据 或CT视图以常规方式获得，并可利用常规CT系统或多能量CT系统获 得。虽然能量鉴别CT检测器更倾向于饱和，所述处理也可以利用基于 常规CT检测器的系统实施，因为这些系统的检测器也可能饱和，虽然 其是在比能量鉴别检测器更高的通量速度上饱和。一旦在86获得CT 视图，在88隔离并选定一个CT视图以供校正。而后在90将选定的CT 视图中所含的数据与一对阈值相比较。更具体地，每个CT视图具一个 值，如光子计数或信号强度，其可与阈值比较以进行视图分类。CT视 图值可以是原始值或相对于所有其它CT视图或基础测量而标准化的 值。该对阈值用于将给定CT视图(或与该给定视图相关联的检测器元 件)定义为噪声、饱和或两者皆不是。通常，CT视图值越小，该视图 越嘈杂，即检测到较少的光子。在这点上，如果CT视图值小于第一阈 值，就将该CT视图表征为噪声视图。另一方面，如果CT视图值比两 个阈值都大，该CT视图就表征为恶化或饱和视图。如果CT视图值超 过第一阈值且小于第二阈值，该CT视图就表征为正常视图而无需滤波 或校正。因此，在92对在88选择的CT视图基于给予该选定视图的表 征而分配一个标记。如果该CT视图标记为正常，即，无需校正或滤波， 则不在该CT视图上执行校正措施。如果该CT视图标记为噪声CT视 图，则在94应用适当的滤波处理。
更具体地，对标记为噪声的CT视图应用适合的滤波器核以减少CT 视图中的噪声，其以牺牲空间分辨率为代价。在这点上，对CT视图进 行滤波以去除其中的噪声，但噪声去除处理的副产品是空间分辨率的 损失。可以考虑到，所应用的核的类型、强度和范围取决于CT视图值。 也就是说，可基于达到噪声减少和空间分辨率之间可接受的交点的水 平对CT视图进行智能滤波。然而可以考虑，还可不考虑CT视图中的 噪声程度而对每个噪声CT视图应用固定核。
还考虑到还可应用最近邻域校正来校正噪声CT视图。在这点上， 噪声CT视图的光子计数可以根据光子计数CT检测器元件输出的光子 计数数据直接确定或从检测器元件构建知识和CT视图值，即信号强度 来根据经验进行估计。也就是说，对于CT视图，光子数目N可根据检 测到的信号S确定。而后可用从n个最近相邻检测器元件的平均值获 得的信号值S′代替信号值S，其中S′由以下表达式得出： S′＝sum(Si)/n。该n个最近邻域的平均对噪声CT视图进行空间滤波以 减少该CT视图中的噪声。
如果选定的CT视图被标记为是恶化的或饱和的，则在94也在CT 视图上执行适当的校正处理。虽然考虑采用多种饱和校正技术，下面 将更详细描述几种示例性技术。
一旦噪声或恶化的CT视图已得到适当的滤波或校正，在96做出 决定是否要分析另一个CT视图。如果在96为是，98，则处理返回步 骤88进行CT视图选择以供检查。如果在96为不是，100，则在102 以常规方式重建图像且该处理在104结束。应当认识到，可处理全部 CT视图以使给定标记与每个CT视图相关联。还考虑只有那些与具有输 出噪声或饱和数据倾向的检测器元件相关联的CT视图得到评价，以加 速重建处理。
此后，将描述多种CT视图校正技术。这些技术可用常规CT系统 以及多能量CT系统实现，如双能量kvp，能量鉴别和光子计数系统。 总而言之，每种技术致力于用未恶化或未饱和CT视图的数据来校正恶 化或饱和CT视图。用于校正目的的未恶化或未饱和CT数据可在侦察 扫描、图像扫描中获得，或者从模型轮廓且特别是偏心含水轮廓 (off-centered water profile)中确定。可替换地，模型轮廓可由 基于物体几何形状和材料的解析确定的合成轮廓代替。
一种校正技术采用一个或多个平面侦察扫描(射线照相)以提供 对在待成像对象边缘处的X射线吸收的指示。通常采用侦察扫描或平 面射线照相作为CT过程的预测工具。该侦察扫描采用大大低于轴向或 螺旋成像扫描所采用的辐射剂量定期执行。通常，侦察扫描的辐射剂 量是用于正常轴向或螺旋扫描的剂量的十分之一。以这种低X射线通 量水平，CT检测器通常在获得侦察数据期间不会饱和或超范围。此外， 侦察扫描数据与轴向或螺旋扫描期间获得的成像数据视图的精确匹配 相联系。几个扫描之间视图匹配的先决条件是工作台位置和视角。以 这种方式，轴向或螺旋扫描中的每个扇形视图可与未饱和侦察视图精 确匹配。作为结果，轴向或螺旋视图可用相应的侦察视图对数据恶化 或数据饱和进行校正。此外，侦察扫描数据可用于校正临近的饱和或 恶化的视图。
该技术在图5中示意性示出。图5示出与成像剂量分布图108(正 常或成像mA)相对比的侦察剂量分布图106(低mA)。如所示，剂量 分布图可以相对对称，但成像剂量分布图108具有比侦察剂量分布图 106大的幅度。结果，在通常标记为110的对象边缘处，辐射剂量或通 量大大超过对应于通常标记为112的对象中心区域处的剂量或通量。 这种X射线通量在边缘处相对于中心区域的不同可导致在成像扫描期 间位于对象边缘处的检测器元件恶化或饱和。通过采用足够低的管电 流在侦察数据获得期间防止饱和，从而不会引起检测器饱和。也就是 说，侦察剂量分布图106的峰值不足以导致检测器超范围。
当进行轴向或螺旋扫描时，侦察扇形和轴向/螺旋扇形(具有相同 的角度和位置)彼此相匹配。这在图6中示出。如所示，侦察扫描的 预先处理的视图数据ln(Ibody/Iair)114与轴向和/或螺旋成像数据116 相匹配。因此，如下所述，来自未饱和图像的数据可用于校正恶化的 或饱和的轴向或螺旋视图118。假定对于给定平面，物体的预处理投射 射线的积分和(或总和)∑＝ln(Ibody/Iair)是常数且不依赖于视角，则可 以近似与可获得的侦察扫描数据不匹配的其它扇形角的数据。从而， 具有饱和读数的视图可利用侦察扫描读数近似和校正。另外，该侦察 数据可用于提取对象或物体尺寸(横截面高度和宽度)以及其在扫描 视场(FOV)中的位置。还考虑校正数据可由多个侦察扫描确定，如两 个正交的侦察扫描，即AP和横向侦察。
如上所述，检测器元件饱和经常出现在待成像物体边缘附近。这 主要归因于大多数采用CT技术成像的对象是医学患者。患者通常具有 椭圆形横截面，其端部比其它解剖学部分，如躯干更薄。在这点上， CT数据校正主要集中在复原如图7所示的较小数量的检测器元件。曲 线图120示出当辐射穿过蝴蝶结滤波器时的自由传播分布图。曲线图 122表示穿过蝴蝶结滤波器和圆柱形物体的辐射的合成原始分布图。曲 线图或曲线124表示其检测器动态范围限制成仅在自由空气信号的八 分之一处出现饱和的扫描数据分布图。因此，由曲线图126表示的在 空气校正ln(Ibody/Iair)后的预处理的数据指示，除暴露于自由空气传 播的检测器外，明显的饱和仅出现在少量检测器中。在这点上，饱和 数据读数通常出现于存在压倒多数的未饱和数据读数的情况下。如下 面描述的，将利用这个现象校正饱和读数。
图8中示出一种这样的校正技术。该校正技术采用已知的未饱和 数据确定其它饱和检测器或检测器元件的“未饱和”读数。在这点上， 使用与饱和视图数据区域130相邻的未饱和视图数据128外推整个饱 和数据区域的值。未饱和视图数据128关于饱和视图数据区域130翻 转以生成第一镜像视图数据132。视图数据132而后再反射，但是是关 于其自身反射，以生成视图数据134。而后将视图数据134在零值极限 截断。这种“双翻转”和截断的结果是，为饱和视图数据区域提供未 饱和视图数据128的平滑且连续的延伸。因此，可使饱和数据区域获 得未饱和读数且该读数可用于图像重建。
为保证图像质量，还可对新估计的数据进行附加的定标或开窗口 以调整该估计数据接近对象边界或零预备值的方式。可采用各种开窗 口方法，包括从最后已知检测器元件值关于径向距离以线性或平方方 式逐渐减小的窗口。进一步的改进将是采用侦察数据确定实际对象直 径，并且采用该信息强制定标功能以满足该需要。
在已知的饱和校正范例中，丢失的数据由居中圆柱形含水物体模 拟。尽管这些已知范例具有强健性，但圆柱含水物体或模型轮廓已显 示对于给定对象和扫描呈现出不是最佳的对象位置和形状。因此，根 据另一种考虑采用的饱和校正技术，采用偏心含水轮廓提供关于从给 定对象获取数据的更为准确的预测器，从而提供更为准确的校正措 施。除了偏心圆柱形物体轮廓，本发明考虑采用偏心椭圆形物体轮廓 以更准确地校正饱和数据。
在选择合适的偏心轮廓之前，必须得出对象的形状和位置。本发 明考虑采用多种技术来得出该信息。一种技术如图9和10所示。图9 示出给定对象的X射线通量分布图。如所示，未饱和数据对应于实线 136，外推数据由线138表示。该外推数据为用于替代饱和数据的未饱 和数据。该外推数据由基于对象形状和位置而选择的偏心含水轮廓确 定。
现参见图10，其示意性示出了合适的偏心轮廓的确定方式。特别 地，确定未饱和数据分布图136(图9)到最后已知(未饱和)数据140 的半径。更特别地，线142适合于一组最后已知数据点140。该线142 的斜率和线截距而后用于确定应当用于数据外推的最合适的非居中圆 柱形含水轮廓或其它模型轮廓。也就是说，或者将非居中轮廓库保持 在扫描器的数据库中并以斜率和截距值作记号，或者根据需要计算生 成假体轮廓。成像数据轮廓的最后已知数据值的斜率和线截距用于选 择或数学生成最佳校正轮廓。一旦获得该轮廓，就以常规方式利用该 轮廓执行丢失数据外推。
一种对上述“线固定(line-fix)”技术的改进技术合并正弦图 边缘形状以更好地确定采用哪种偏心轮廓进行丢失数据校正，如图11 所示。CT正弦图是重建前的CT数据切片显示。虽然在临床评价中不太 常用，但正弦图可用于识别恶化或饱和区域。正弦图的水平轴对应于 每个投影中的不同X射线。垂直轴表示每个投射角。正弦图的水平线 随后表示X射线数据的视图，例如如图9所示的视图。
如上面概述的根据最后已知未饱和数据对每个视图确定半径和偏 移量的第一估计并将其添加到正弦图上，如图11所示。对正弦图143 的每个饱和视图重复该半径确定。也就是说，在所示出的正弦图中， 存在估计的未饱和数据区域144。因此，对于在该估计的未饱和数据区 域144中的每个视图确定视图半径。各个半径用于近似正弦图143的 边缘E，即，从正弦图边缘到以虚线145示意性示出的中心检测器的距 离。而后对物体边界进行二阶最小二乘拟合。而后由二阶最小二乘拟 合确定二阶导数E″。该二阶导数值与模型边缘E到中心检测器的距离 一起用于确定曲率半径R，其中R定义为R＝E+E″。而后该曲率半径 可用于选择或生成用于丢失数据校正的合适偏心轮廓。
本发明还考虑采用参照图9-11描述的对象形状和位置混合技 术。在该混合技术中，采用参照图9和10描述的“线固定”技术确定 饱和数据开始处的初始曲率，采用参照图11描述的“曲率固定”技术 确定饱和数据区域的末端曲率。而后采用两个曲率的平均值确定外推 半径。然后该外推半径用于确定采用哪个偏心轮廓进行数据校正。
如上所述，已知饱和数据校正技术是以圆柱形物体轮廓为基础。 然而，大多数对象不具有与圆柱形轮廓相匹配的形状。在这点上，本 发明还考虑采用椭圆形物体形状进行丢失数据校正的实施例。在图12 中，示意性示出了用于确定采用哪种椭圆形物体轮廓进行数据校正的 “椭圆固定”方法。
该“椭圆固定”技术采用上述“线固定”和“曲率固定”技术的 几何组合来确定外推表达式。具体地，采用“线固定”技术确定与未 饱和数据区域的最后已知数据点相切的线146。而后采用“曲率固定” 技术确定圆柱形物体的曲率半径148。由此，确定与线146相切且具有 曲率半径148的椭圆形状150。如上所述，该椭圆形状由切线146和 曲率半径148的几何组合来确定。假设切线146具有斜率α并在高度h 处与椭圆相交，且所需要的曲率半径148为R，则可得到以下所需要的 椭圆形状：
( x - s ) 2 a 2 + y 2 b 2 = 1 ]]>
其中
k＝tan(α)
s = h 3 k R 2 - h 2 k 2 ]]>
a = h 2 R R 2 - h 2 k 2 ]]>
b = hR R 2 - h 2 k 2 ]]>
对从系统同中心点向左移位5cm且向上移位5cm的15×30cm含水 模型使用“线固定”、“曲率固定”和“椭圆固定”技术的结果如图 13所示。这些“固定”结果相对于参考图像、“无校正”图像和“空 气校正”图象显示。如所示，每个“固定”图像提供未在空气校正图 像中提供的其它饱和数据的校正。此外，校正的图像基本上与在较低 剂量水平所获得的参考图像相匹配以避免检测器饱和。
除如参照图5和6进行描述的采用低通量侦察数据进行直接校正 外，侦察数据还可用于确定待成像对象的“质心”。例如，横向侦察 扫描可用于获得确定对象y位置的数据，而AP侦察扫描可用于获得确 定对象x位置的数据。对象的质心可由该x和y位置信息导出并用于 为丢失数据校正选择合适的偏心轮廓。
在类似于采用相对于CT扫描器孔内参考位置的质心确定对象位置 的方法中，本发明还考虑专门基于轴向或螺旋扫描数据的质心的演 算，借此对象的质心由180度或360度视图数据确定。该技术包括“重 心”的确定，如通过用于每个视图(n)中的每个预处理衰减值 P＝ln(Ibody/Iair)的表达式[∑(P·n)/∑n]所定义，并使逐视图的结果与具 有合适的相位和幅度的正弦波拟合。相位和幅度值确定扫描FOV中物 体的质心。而后该质心用于选择合适的校正轮廓。由于饱和点是视图 的一小部分且质心是由全部数据点确定的，已证明用空气校正值(其 中P＝0)代替饱和数据对质心估计具有可以忽略的影响。
现参见图14，其示出示例性饱和数据校正技术。采用该技术，饱 和数据得到空气校正。也就是说，当检测器元件读数饱和时，将检测 器元件数据设置成空气传播值，而不考虑解剖学特征是否由该检测器 元件成像。这种饱和数据的初始空气校正产生空气校正输入正弦图 152。而后使空气校正正弦图按常规方式反向投影154以重建图像 156。一旦生成空气校正图像，该图像被重新投射158以获得用于生成 重新投射的正弦图160的第二组视图数据。而后该重新投射的正弦图 160与从空气校正正弦图152确定的饱和数据掩模进行比较或由其掩 蔽。在一个实施例中，饱和数据掩模正弦图162仅包括饱和数据。在 另一实施例中，掩模正弦图162排除全部饱和数据。无论哪种情况， 均使重新投射的正弦图160与掩模正弦图162彼此相互比较，以确定 空气校正正弦图152和重新投射的正弦图160之间的标准偏差。简言 之，比较164提供对饱和数据读数的改进估计。而后将该更新的饱和 数据读数更新166到空气校正正弦图上，在此反向投影该更新的空气 校正正弦图并重建图像。上面描述的重新投射、比较和更新步骤将重 复进行直到重新投射的正弦图和空气校正正弦图之间的标准偏差收敛 到最小标准偏差范围内。一旦该收敛出现，对最后更新的输入正弦图 进行反向投影且重建临床分析图像。
迄今为止，已描述了多种校正技术。本发明还包括多种验证校正 视图精确度的技术。在根据本发明的饱和校正验证技术中，采用积分 视图求和(integral-view-summation)视图扩展。该方法利用等间 隔平行视图正弦图数据的特性。特别地，每个视图的数据积分不依赖 于视角而保持恒定。照此，如果有一个单个未饱和视图，可确定该视 图的积分并将其用作所有其它积分视图数据与之匹配的常量。也就是 说，如果一近似值用于确定饱和视图的丢失数据，则该常量提供附加 的测试以验证该近似值的精确度。在这点上，近似值的积分可与该积 分常量比较，以确定该近似值是否是其它饱和数据的良好近似值。如 果不是，就不采用该不良近似校正数据重建图像，而是应用新的或不 同的校正演算。此外，视图积分常量可从成像数据或从对应于合适工 作台位置的侦察数据确定。进一步的，验证技术可用平行视图正弦图 以及扇形射束正弦图实现。
现参见图15-16，两个图表示出根据本发明又一实施例的用于确 定给定饱和校正技术的效果的迭代滤波技术。图15示出两个曲线图： (1)饱和CT视图数据的曲线图168和(2)由视图数据的不良饱和校 正得出的滤波数据的曲线图170。如图所示，当不正确地施加饱和校 正，滤波数据170在未正确估计的饱和数据的区域内相对于未饱和数 据呈现较大失真。相反，如图16所示，如果对视图数据174正确应用 了饱和校正，则校正的数据产生在整个滤波视图上保持一致的“平坦” 响应曲线172。为测量该“平坦”响应曲线172，对校正的视图数据进 行滤波，但不进行反向投影，并确定滤波数据平直度，并反复使用该 平直度以提供更好的饱和数据校正估计。也就是说，在用饱和校正数 据重建图像之前，可应用上述滤波测试以测量滤波但没有反向投影的 校正数据的平直度。如果滤波数据显示失真，如图15所示，则表明未 正确应用校正过程。相对地，如果测量到较平坦的响应曲线，则校正 技术正确应用且图像质量应当是最佳的。
现参见图17，包裹/行李检查系统174包括可旋转台架176，该台 架具有包裹或行李件可从中穿过的开口178。旋转台架176容纳有高频 电磁能量源180以及检测器组件182。还设有传送系统184，且其包括 由结构188支撑的传送带186，以自动并连续地使包裹或行李件190 穿过开口178以供扫描。物体190由传送带186送入开口178，然后 获得成像数据，并且传送带186以受控和连续的方式将包裹190送出 开口178。结果，邮局检查员、行李处理员和其它安全人员可无损地在 包裹180的内容中检查爆炸物、刀、枪支、违禁品等。
上面描述的饱和校正和验证技术可应用于常规以及多能量CT系 统，如那些采用有限动态范围的、能量鉴别检测器。本发明特别应用 于具有在电流和/或单光子计数模式下工作的CZT直接变换检测器的 CT系统。在此描述的超范围补偿技术可用于削弱CT检测器的其它苛刻 的动态范围要求。此外，除降低检测器成本外，本发明支持获得较少 的数据(较少比特/字)，从而确实对数据通信带宽和数据存储要求有 影响。本发明还可用于改进宽孔CT系统通常遭遇到的扩展视图重建， 其中用与饱和视图数据估计技术类似的方式可以估计超出物理检测器 阵列限度的数据外推。
因此，本发明致力于一种扫描器，其包括辐射源和具有多个辐射 检测器的辐射检测器组件。该扫描器还包括计算机，该计算机可操作 地连接到辐射检测器组件并被编程为用未超范围检测器的输出校正超 范围检测器的输出。
本发明还公开一种CT数据校正方法，该方法包括从物体获取CT 数据和将该CT数据的轮廓与偏心模型或合成数据轮廓相比较。该方法 还包括根据偏心模型或合成数据轮廓来校正该CT数据的饱和部分。
本发明还体现为一种存储在计算机可读存储介质上并具有一组指 令的计算机程序，当由计算机执行该指令时，使计算机将来自CT检测 器的每个检测器元件的信号值标准化并将该信号值与一对阈值相比 较。还使计算机根据比较结果将对应于给定检测器信号值的CT视图表 征为正常视图、噪声视图和饱和视图中的一种。而后如果该CT视图被 表征为噪声视图，则使计算机向该CT视图应用滤波核，如果该CT视 图被表征为饱和视图，则使计算机向该CT视图应用饱和视图校正。
还提出另一种CT数据校正方法，其包括空气校正一组CT视图的 饱和视图的步骤和根据该组CT视图生成空气校正的正弦图的步骤。该 方法还包括根据该组CT视图重建图像并重新投射该图像以生成另一组 CT视图。该CT数据校正技术还包括从另一组CT视图生成重新投射的 正弦图，以及将该重新投射的正弦图与饱和视图正弦图掩模进行比 较。而后基于该比较更新空气校正的正弦图，从而根据该更新的空气 校正正弦图重建图像。
本发明包括另一种CT数据校正方法，该方法包括在不对校正的CT 视图进行反向投影的情况下进行滤波以及确定该滤波CT视图的平直度 的度量。该方法还包括确定校正的CT视图的校正值的步骤以及基于该 校正值重新校正该校正的CT视图的步骤。
已经根据优选实施例描述了本发明，应当意识到，除这些明确记 载的实施例之外，这些实施例的等效方案、替换方案和改进方案都是 可行的，且都落入所附权利要求书的范围内。