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1、(10)申请公布号 CN 103961125 A (43)申请公布日 2014.08.06 C N 1 0 3 9 6 1 1 2 5 A (21)申请号 201310039298.2 (22)申请日 2013.01.31 A61B 6/03(2006.01) (71)申请人东北大学 地址 110819 辽宁省沈阳市和平区文化路3 号巷11号 (72)发明人康雁 孝大宇 陈永丽 田方俊 徐礼胜 (74)专利代理机构沈阳东大知识产权代理有限 公司 21109 代理人梁焱 (54) 发明名称 一种用于锥束CT的CT值校正方法 (57) 摘要 一种用于锥束CT的CT值校正方法，在不同 扫描条件下扫描。
2、空气、水模和骨组织体模，分别得 到投影数据；进行图像重建；采用基于模板图像 的多项式拟合方法去除噪声和伪影；选取若干感 兴趣区域，计算衰减系数均值和衰减系数标准差； 得到衰减系数的取值范围，取出现概率最大的衰 减系数；将空气、水模、骨组织体模在不同扫描条 件下的衰减系数与对应的理想CT值进行拟合，分 别得到拟合曲线；对被扫描物质进行CT扫描和图 像重建；根据该物质衰减系数图像和拟合曲线， 得到CT值图像，完成CT值校正。本发明能有效的 降低图像噪声及伪影，极大程度的使单一物质的 重建图像达到均匀化，使物质的衰减系数精度更 高，进而在拟合CT值与物质衰减系数的曲线时更 加准确。 (51)Int.。
3、Cl. 权利要求书1页 说明书6页 附图8页 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请 权利要求书1页 说明书6页 附图8页 (10)申请公布号 CN 103961125 A CN 103961125 A 1/1页 2 1.一种用于锥束CT的CT值校正方法，其特征在于：包括如下步骤： 步骤1：设定锥束CT扫描条件，包括电流、电压和层厚； 步骤2：在不同扫描条件下扫描空气、水模和骨组织体模，分别得到空气、水模和骨组 织体模的投影数据； 步骤3：分别对空气、水模和骨组织体模的投影数据进行图像重建，得到空气、水模和 骨组织体模的衰减系数图像，该图像中存在噪声和伪影； 步骤4：采用基。
4、于模板图像的多项式拟合方法，对水模的衰减系数图像和骨组织体模 的衰减系数图像去除噪声和伪影，得到去除噪声和伪影的水模的衰减系数图像或骨组织体 模的衰减系数图像，具体步骤如下： 步骤4.1： 采用K-Means聚类方法将水模或骨组织体模的衰减系数图像分割成模体部 分和背景部分，将背景部分像素值设为0，创建与水模或骨组织体模的模体图像大小和形状 均相同的像素值为1的模板图像； 步骤4.2：分别对水模或骨组织体模的模体图像和相应的模板图像进行Radon变换，获 得多色X射线投影数据和相应的射线透射物体厚度数据； 步骤4.3：利用多项式对多色X射线投影数据和相应的射线透射物体厚度数据进行拟 合，得到多。
5、色X射线投影数据和相应的射线透射物体厚度数据之间的关系，即得到多色X射 线投影数据和相应的射线透射物体厚度数据的拟合曲线； 步骤4.4：在多色X射线投影数据和相应的射线透射物体厚度数据的拟合曲线上，过横 坐标为零的点做切线，该切线作为单色X射线投影数据与射线透射物体厚度数据间的关系 曲线； 步骤4.5：根据多色X射线投影数据，得到多色X射线投影时的等效的射线透射物体厚 度数据，进而根据该等效射线透射物体厚度数据，通过步骤4.4所述的切线得到等效的单 色X射线投影数据； 步骤4.6：对等效的单色X射线投影数据进行图像重建，得到去除噪声和伪影的水模的 衰减系数图像或骨组织体模的衰减系数图像； 步骤。
6、5：在去除噪声和伪影后的水模衰减系数图像和骨组织体模的衰减系数图像中， 选取若干感兴趣区域，对感兴趣区域计算衰减系数均值和衰减系数标准差； 步骤6：根据感兴趣区域计算衰减系数均值和衰减系数标准差得到衰减系数的取值范 围，在该取值范围内取出现概率最大的衰减系数作为当前扫描条件下的水模或骨组织体模 的衰减系数； 步骤7：将空气、水模、骨组织体模在不同扫描条件下的衰减系数与对应的理想CT值进 行拟合，分别得到拟合曲线； 步骤8：对被扫描物质进行CT扫描得到该物质的投影数据，并对该投影数据进行图像 重建，得到该物质在当前扫描条件下的衰减系数图像； 步骤9：根据该物质在当前扫描条件下的衰减系数图像和步骤。
7、7得到的拟合曲线，得到 该物质的CT值图像，完成CT值校正。 2.根据权利要求1所述的用于锥束CT的CT值校正方法，其特征在于：步骤3所述的 分别对空气、水模和骨组织体模的投影数据进行图像重建，是采用FDK方法进行的。 权 利 要 求 书CN 103961125 A 1/6页 3 一种用于锥束 CT 的 CT 值校正方法 技术领域 0001 本发明涉及医疗器械技术领域，具体涉及一种用于锥束CT的CT值校正方法。 背景技术 0002 CT检查在制定手术方案及设定放射剂量方面是不可缺少的检查方法，正确的CT 诊断要通过优质的CT照片所提供的病灶信息才能做出结论，因此对CT 影像质量的控制就 成为十。
8、分关注的问题。在分析CT图像方面，通过测定CT值可以有效地了解组织密度的改 变。如果CT值不够准确，极易导致误判，致使手术失败。而在放射性RT治疗里，CT值是作 为医生提供放射剂量的参考，CT值越大，要求的放射剂量就越大，反之CT值越小，要求的放 射剂量就越小。如果CT值不够准确，将严重影响医生对病人放射治疗时采用的放射剂量的 准确性，进而影响治疗结果。 0003 因此，一种适用于CT图像的CT值的校正方法，将会为医生准确的分析病灶结构以 及制定手术方案带来极大方便。 0004 X线体层扫描装置由X线球管和探测器两大部分组成，分别安装在被扫描组织的 两侧，方向相对。由于人体各种组织（包括正常和。
9、异常组织）对X线的吸收不等，所以相同强 度的X射线穿过人体后剩余X射线并不均匀，CT即利用这一特性，当球管产生的X线穿过 被扫描组织后，透过组织的剩余射线被探测器所接收。它将接收到的X线转化为电信号，再 通过计算机的一系列计算，就可以转化为能被医生了解组织结构变化的CT图像。 0005 物体的一次扫描是指X射线源与探测器旋转一周在不同角度获得一组投影图像， 现有的图像重建技术中常应用滤波反投影的方法重建出若干幅物质的断层图像，此时重建 出的图像像素所代表的是物质的衰减测量值。运用公式（1）即可以将物质的衰减测量值转 化为CT值或亨斯菲尔德（Hounsfield，简称Hu），由公式（1）可以看出。
10、CT值的定义是以水的 标准衰减系数u w 作为基准，若某种物质的衰减系数为u，则该物质一个体素所对应的CT值 是： 0006 0007 为正确了解人体内部组织结构密度变化，通常规定空气的理想CT值为-1000HU， 水的理想CT值为0HU，致密骨的理想CT值为+1000HU。由公式（1）可以看出，任一材质的 CT值应该是与该材质的X射线衰减系数成线性关系。现有的技术中常采用公式（2）所示的 线性方程来对CT值进行校正： 0008 0009 其中，u x 为重建的图像的某个像素点的衰减值。 说 明 书CN 103961125 A 2/6页 4 0010 现有技术中的校正CT值的方法流程如图1所示。
11、，包含如下步骤： 0011 步骤1、在各种不同扫描条件下，分别扫描空气，水以及体模，不同扫描条件包括电 压，电流，扫描层厚，模体尺寸等。将不同扫描条件下的数据进行图像重建分别获得空气， 水，体模的衰减系数。根据公式（2）得到不同扫描条件下的理想CT值与衰减系数的拟合曲 线，进而求解得到每一种扫描条件下的(k i ,b i )，其中i代表某一种扫描条件。理想的CT值 是依据政府规定：空气的CT值为-1000HU，水的CT值为0HU，致密骨的CT值为+1000HU。 0012 步骤2、在某一扫描条件下，获得扫描物体的原始投影数据。 0013 步骤3、对原始的投影数据进行预处理，得到校正后的投影数据。
12、。 0014 步骤4、对于预处理后的数据进行图像重建，得到图像像素值，即获得某一种材质 的u x ，根据步骤1中得到的(k i ,b i )及u x 进行计算处理，得到图像中每一个像素的CT值。 0015 中国专利【CN101336828A】提出一种在现有的CT 值校正方法的基础上对CT值进行二次校正的方法，如图2所示，校正步骤如下： 0016 步骤1、在不同的扫描条件下，扫描至少三种不同材质的模体。 0017 步骤2、采用上述的现有的CT值的校正方法，计算得出各种不同材质的模体在不 同扫描条件下的实际测试CT值，得到实际测试CT值的集合。 0018 步骤3、在各种不同扫描条件下建立各种材质模。
13、体的实际测试CT值与其理想CT值 的对应关系，该对应关系作为求出被扫描对象在某种扫描条件下应该具有的CT值的校正 文件。 0019 步骤4、在某一扫描条件下，获得物质的原始投影数据。 0020 步骤5、对原始的投影数据进行预处理，得到校正后的投影数据。 0021 步骤6、对于预处理后的数据进行图像重建，得到图像像素值，利用现有的CT值校 正方法得到第一次校正后的CT值。 0022 步骤7、根据步骤3中的校正文件对第6步中的获取的CT值进行第二次校正，得到 更接近理想CT值的校正值。 0023 通过对以上方法的分析可以看出： 0024 1、在现有的CT值校正方法中，步骤1中将不同扫描条件下的数据。
14、进行图像重建获 得不同物质的衰减系数，但是在实际情况中重建出的均匀物质的断层图像中，物质的衰减 系数并不均匀，例如扫描均匀的水模，但是重建出的水模图像的衰减系数并不均匀，现在常 用的方法是选取水模图像的某个区域，以这个区域的平均值作为水的标准衰减系数。但是 对于低剂量的CT，比如口腔CT，水模的重建图像具有很大的噪声，如果简单地将水模图像 的平均值作为水的衰减值会有很大的误差。 0025 2、中国专利【CN101336828A】中需要扫描多种物 质，并需要知道每种扫描物质的理想CT值。在各种不同扫描条件下建立实际测试CT值与 其理想CT值的对应关系，实际操作中需要建立多条状态曲线，过程复杂而且。
15、费时。 发明内容 0026 针对现有技术存在的不足，本发明提供一种用于锥束CT的CT值图像校正方法。 0027 本发明的技术方案是： 0028 一种用于锥束CT的CT值图像校正方法，包括如下步骤： 说 明 书CN 103961125 A 3/6页 5 0029 步骤1：设定锥束CT扫描条件，包括电流、电压和层厚； 0030 步骤2：在不同扫描条件下扫描空气、水模和骨组织体模，分别得到空气、水模和 骨组织体模的投影数据； 0031 步骤3：采用FDK方法分别对空气、水模和骨组织体模的投影数据进行图像重建， 得到空气、水模和骨组织体模的衰减系数图像，该图像中存在噪声和伪影； 0032 步骤4：采用。
16、基于模板图像的多项式拟合方法，对水模的衰减系数图像和骨组织 体模的衰减系数图像去除噪声和伪影，得到去除噪声和伪影的水模的衰减系数图像或骨组 织体模的衰减系数图像，具体步骤如下： 0033 步骤4.1： 采用K-Means聚类方法将水模或骨组织体模的衰减系数图像分割成模 体部分和背景部分，将背景部分像素值设为0，创建与水模或骨组织体模的模体图像大小和 形状均相同的像素值为1的模板图像； 0034 步骤4.2：分别对水模或骨组织体模的模体图像和相应的模板图像进行Radon变 换，获得多色X射线投影数据和相应的射线透射物体厚度数据； 0035 步骤4.3：利用多项式对多色X射线投影数据和相应的射线透。
17、射物体厚度数据进 行拟合，得到多色X射线投影数据和相应的射线透射物体厚度数据之间的关系，即得到多 色X射线投影数据和相应的射线透射物体厚度数据的拟合曲线； 0036 步骤4.4：在多色X射线投影数据和相应的射线透射物体厚度数据的拟合曲线上， 过横坐标为零的点做切线，该切线的斜率作为单色X射线投影数据； 0037 步骤4.5：根据多色X射线投影数据，通得到多色X射线投影时的等效射线透射物 体厚度数据，进而根据该等效射线透射物体厚度数据，通过步骤4.4所述的切线得到等效 的单色X射线投影数据； 0038 步骤4.6：对等效的单色X射线投影数据进行图像重建，得到去除噪声和伪影的水 模的衰减系数图像或。
18、骨组织体模的衰减系数图像； 0039 步骤5：在去除噪声和伪影后的水模衰减系数图像和骨组织体模的衰减系数图像 中，选取若干感兴趣区域，对感兴趣区域计算衰减系数均值和衰减系数标准差； 0040 步骤6：根据感兴趣区域计算衰减系数均值和衰减系数标准差得到衰减系数的取 值范围，在该取值范围内取出现概率最大的衰减系数作为当前扫描条件下的水模或骨组织 体模的衰减系数； 0041 步骤7：将空气、水模、骨组织体模在不同扫描条件下的衰减系数与对应的理想CT 值进行拟合，分别得到拟合曲线； 0042 步骤8：对被扫描物质进行CT扫描得到该物质的投影数据，并对该投影数据进行 图像重建，得到该物质在当前扫描条件下。
19、的衰减系数图像； 0043 步骤9：根据该物质在当前扫描条件下的衰减系数图像和步骤7得到的拟合曲线， 得到该物质的CT值图像，完成CT值校正。 0044 有益效果： 0045 本发明要解决的技术问题主要有：在重建图像的预处理方面，采用基于模板图像 的多项式拟合方法校正图像中的硬化伪影与噪声，得到准确的物质衰减系数，进而准确拟 合CT值与物质衰减系数间的关系曲线。本发明的用于锥束CT的CT值图像校正方法，基于 现有的CT值的校正方法，针对重建后的物质衰减系数图像提出一种更加合理，精度更高的 说 明 书CN 103961125 A 4/6页 6 图像处理方法，该方法能有效的降低图像噪声及伪影，极大。
20、程度的使单一物质的重建图像 达到均匀化。使物质的衰减系数精度更高，进而在拟合CT值与物质衰减系数的曲线时更加 准确。其中的采用基于模板图像的多项式拟合方法能有效地降低图像噪声，克服现有全身 CT校正中需要将模体准确摆放于旋转中心的缺陷。有效的校正CT值以保证CT值的准确性 和合理性，提高CT值的参考性及图像质量。 附图说明 0046 图1为现有技术中的校正CT值的方法流程图； 0047 图2为现有技术中的对CT值进行二次校正的方法流程图； 0048 图3为本发明的具体实施方式的用于锥束CT的CT值校正方法流程图； 0049 图4为本发明的具体实施方式的重建出的水模衰减系数图像； 0050 图5。
21、为本发明的具体实施方式的去除噪声和伪影的水模的衰减系数图像； 0051 图6为模体、探测器和射线源间的几何关系示意图； 0052 图7为本发明的具体实施方式水模的衰减系数图像去除噪声和伪影前后的中心 行数据对比曲线图； 0053 图8为本发明的具体实施方式的单色X射线射束和、多色X射线射束和与其对应 的穿透厚度间的关系曲线对比图； 0054 图9为现有技术中的CT值校正方法与本发明的具体实施方式的CT值校正方法的 衰减系数与CT值间的关系曲线对比图； 0055 图10为本发明的具体实施方式采用基于模板图像的多项式拟合方法，对水模的 衰减系数图像或骨组织体模的衰减系数图像去除噪声和伪影的流程图。。
22、 具体实施方式 0056 下面结合附图对本发明的具体实施做详细说明。 0057 本实施方式是将用于锥束CT的CT值图像校正方法应用于口腔锥束CT，如图3所 示，用于锥束CT的CT值校正方法，包括如下步骤： 0058 步骤1：设定锥束CT扫描条件，包括电流、电压和层厚； 0059 本实施方式所应用的口腔锥束CT，常用的扫描条件有两组（1组和2组），1组是1 mA，55 kV，层厚为0.126 mm，2组是2 mA ，60 kV，层厚为0.126 mm。 0060 步骤2：在不同扫描条件下扫描空气、水模和骨组织体模，分别得到空气、水模和 骨组织体模的投影数据； 0061 图像重建矩阵512512，。
23、扫描视野范围为65mm，分别扫描空气、水模和骨组织体 模。水模为内部充满水，直径52mm，高度85mm的圆柱型容器。骨组织体模是在直径52mm， 高度85mm的圆柱形容器内放置致密骨组织。扫描时分别将水模与骨组织体模置于视野范 围内，采用1组扫描条件对模体进行扫描获取空气、水模和骨组织体模的投影数据。 0062 步骤3：分别对空气、水模和骨组织体模的投影数据进行图像重建，得到空气、水 模和骨组织体模的衰减系数图像，该图像中存在噪声和伪影； 0063 本实施方式采用FDK方法分别对空气、水模和骨组织体模的投影数据进行图像重 建，FDK算法是一种基于圆轨道扫描的近似重建算法，由Feldkamp, 。
24、Davis andKress(1984) 说 明 书CN 103961125 A 5/6页 7 提出。 0064 由于射束硬化现象，重建出的衰减系数图像中除空气的衰减系数图像以外，都不 可避免的会出现硬化伪影，在图像上表现为中间处灰度稍高且逐渐向四周扩散。“硬化”伪 影的产生会大大影响图像中物质衰减值的均匀性，对后续衰减值的计算带来很大误差。 0065 如图4所示，重建出的水模衰减系数图像中含有较为明显的图像噪声与硬化伪 影。 0066 步骤4：采用基于模板图像的多项式拟合方法，对水模的衰减系数图像和骨组织 体模的衰减系数图像去除噪声和伪影，得到去除噪声和伪影的水模的衰减系数图像或骨组 织体模。
25、的衰减系数图像； 0067 传统的多项式拟合校正方法需要将模体准确的放置于CT系统的旋转中心，才能 依据图6所示的模体，探测器，射线源间的几何关系计算出投影数据与物体穿透厚度间的 对应关系。此种方法对于模体的放置具有严格的要求，而本实施方式中，采用基于模板图像 的多项式拟合方法，不需要将模体准确摆放于CT系统的旋转中心，就可得到去除噪声和伪 影的水模的衰减系数图像或骨组织体模的衰减系数图像。 0068 采用基于模板图像的多项式拟合方法，对水模的衰减系数图像和骨组织体模的衰 减系数图像去除噪声和伪影，流程如图10所示，具体步骤如下： 0069 步骤4.1： 采用K-Means聚类方法将水模或骨组。
26、织体模的衰减系数图像分割成模 体部分和背景部分，将背景部分像素值设为0，创建与水模或骨组织体模的模体图像大小和 形状均相同的像素值为1的模板图像； 0070 步骤4.2：分别对水模或骨组织体模的模体图像及相应的模板图像进行Radon变 换，获得多色X射线投影数据和相应的射线透射物体厚度数据； 0071 步骤4.3：利用多项式对多色X射线投影数据和相应的射线透射物体厚度数据进 行拟合，得到多色X射线投影数据p(x)和相应的射线透射物体厚度数据x之间的关系，如 公式（3）所示，即得到多色X射线投影数据和相应的射线透射物体厚度数据的拟合曲线； 0072 p(x)=a n x n +a n-1 x n。
27、-1 +a 1 x （3） 0073 其中，a 1 ， a n-1 ，a n 均为多项式系数，n为多项式的阶次。 0074 步骤4.4：在多色X射线投影数据和相应的射线透射物体厚度数据的拟合曲线上， 过横坐标为零的点做切线，该切线作为单色X射线投影数据与射线透射物体厚度间的关系 曲线； 0075 由导数的基本性质易知过横坐标为零的点的切线的斜率为a 1 ，把此切线作为单色 X射线投影数据与射线透射物体厚度间的关系曲线，切线函数如公式（4）所示： 0076 p(x)=a 1 x （4） 0077 其中，p(x)为过横坐标为零的点的切线； 0078 步骤4.5：根据多色X射线投影数据，得到多色X射。
28、线投影时的等效的射线透射物 体厚度数据，进而根据该等效射线透射物体厚度数据，通过步骤4.4所述的切线得到等效 的单色X射线投影数据； 0079 根据得到的多色X射线投影数据公式（3），求得等效的射线透射物体厚度数据 ，然后将代入公式（4），求出等效的单色投影数据，其中的为函数 （3）的逆函数。 说 明 书CN 103961125 A 6/6页 8 0080 步骤4.6：对等效的单色X射线投影数据进行图像重建，得到去除噪声和伪影的水 模的衰减系数图像或骨组织体模的衰减系数图像，去除噪声和伪影的水模的衰减系数图像 如图5所示，噪声和伪影得到了有效去除，水模的衰减系数图像去除噪声和伪影前后的中 心行。
29、数据对比曲线如图7所示，水模的衰减值的均匀性得到很明显的提高。 0081 步骤5：在去除噪声和伪影后的水模衰减系数图像和骨组织体模的衰减系数图像 中，选取若干感兴趣区域，对感兴趣区域计算衰减系数均值和衰减系数标准差； 0082 在空气衰减系数图像中，选取的感兴趣区域的衰减系数均值m a =0.72、标准差 S a =1.6，水的衰减系数均值m b =27.81、标准差S b =2.3，骨组织体模的衰减系数均值m c =105.4， 标准差S c =2.1。 0083 步骤6：根据感兴趣区域计算衰减系数均值和衰减系数标准差得到衰减系数的取 值范围，在该取值范围内取出现概率最大的衰减系数作为当前扫。
30、描条件下的水模或骨组织 体模的衰减系数； 0084 在衰减系数图像中所选取的感兴趣区域的均值为m w 和标准差为S w ，设定标准衰减 值的取值范围为m w -3S w ,m w +3S w ，在该取值范围内进行分析，选定出现概率最大的衰减系 数作为当前扫描条件下的水模或骨组织体模的衰减系数。 0085 设定水模与骨组织体模的衰减值的取值范围分别为m b -3S b ,m b +3S b ， m c -3S c ,m c +3S c 。在取值范围内进行分析，选定出现概率最大的衰减系数作为此扫描条件下 该种物质的衰减系数，其中水的标准衰减系数为m nw =26.72，骨组织体模的标准衰减系数为 。
31、m b =106.2。 0086 步骤7：将空气、水模、骨组织体模在不同扫描条件下的衰减系数与对应的理想CT 值进行拟合，分别得到拟合曲线； 0087 根据得到的不同物质（空气、水模、骨组织体模）在不同扫描条件下的衰减系数以 及对应的理想CT值，按照公式（5）拟合出理想CT值与物质的衰减系数的线性关系曲线，求 解得到每一组扫描条件下的(k i ,b i )。 0088 0089 其中，u x 为重建的图像的某个像素点的衰减系数， k i ,b i 为直线方程的参数，i代 表某一种扫描条件。 0090 按照公式（5）拟合出理想CT值与物质的衰减系数的线性关系曲线，求解得到第一 组扫描条件下校正前。
32、的(k 1c ,b 1c )=(35.956,-1000)，校正后的(k 1 ,b 1 )=(37.0971,-1000)。 0091 现有技术中的CT值校正方法与本发明的具体实施方式的CT值校正方法的衰减系 数与CT值间的关系曲线对比如图9所示。 0092 步骤8：对被扫描物质进行CT扫描得到该物质的投影数据，并对该投影数据进行 图像重建，得到该物质在当前扫描条件下的衰减系数图像； 0093 步骤9：根据该物质在当前扫描条件下的衰减系数图像和步骤7得到的拟合曲线， 得到该物质的CT值图像，完成CT值校正。 0094 应用本方法进行CT值校正过程中，单色X射线射束和、多色X射线射束和与其对 应。
33、的穿透厚度间的关系曲线对比如图8所示。 说 明 书CN 103961125 A 1/8页 9 图1 说 明 书 附 图CN 103961125 A 2/8页 10 图2 说 明 书 附 图CN 103961125 A 10 3/8页 11 图3 说 明 书 附 图CN 103961125 A 11 4/8页 12 图4 图5 图6 说 明 书 附 图CN 103961125 A 12 5/8页 13 图7 说 明 书 附 图CN 103961125 A 13 6/8页 14 图8 说 明 书 附 图CN 103961125 A 14 7/8页 15 图9 说 明 书 附 图CN 103961125 A 15 8/8页 16 图10 说 明 书 附 图CN 103961125 A 16 。