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患者器官放射线照相方法

阅读：441发布：2022-05-01

专利汇可以提供患者器官放射线照相方法专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本发明涉及患者器官放射线照相方法，包括：同步实施第一垂直扫描和所述第二垂直扫描，其中对于至少超重或肥胖患者，在至少部分患者扫描身高上，对第一和第二原始图像进行计算矫正，以在第一和第二矫正图像之间，减少存在于所述第一和第二原始图像之间的交叉散射，以及其中在所述第一和第二原始图像上进行的计算矫正包括：制作患者特定模型的步骤(32、33、34)，这使用患者特定数据，因此至少为第一和第二原始图像，优选地主要为第一和第二原始图像，更优选地仅为第一和第二原始图像，通过所述患者特定模型确定患者特定辐射散射表征的步骤(34，35)，和对所述第一和第二原始图像进行所述患者特定辐射散射表征的步骤(36)，以获得所述第一和第二矫正图像。，下面是患者器官放射线照相方法专利的具体信息内容。

权利要求

1.患者器官放射线照相方法，其包括：
-通过第一辐射源(1,201)和第一检测器(3,203)配合对所述器官进行第一垂直扫描，以制作所述器官的第一二维原始图像；
-通过第二辐射源(2,202)和第二检测器(4,204)配合对所述器官进行第二垂直扫描，以制作所述器官的第二二维原始图像；
-所述第一垂直扫描和所述第二垂直扫描同步进行，
-所述第一和第二原始图像根据不同的入射角查看所述患者的所述器官，其中，对于至少超重或肥胖患者，在至少部分患者扫描身高上对所述第一和第二原始图像进行计算矫正，以便在第一和第二矫正图像之间减少存在于所述第一和第二原始图像之间的交叉散射，
并且其中，在所述第一和第二原始图像上进行的所述计算矫正处理包括：
制作患者特定模型的步骤(32,33,34,53,121)，用作患者特定数据，因此至少使用第一和第二原始图像，优选地主要为第一和第二原始图像，更优选地仅为第一和第二原始图像，
通过所述患者特定模型确定患者特定辐射散射表征的步骤(34,35,54,122,123)，在所述第一和第二原始图像上进行所述患者特定辐射散射表征的步骤(36,55,
124)，以便获得所述第一和第二矫正图像。
2.根据权利要求1所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，对于至少超重或肥胖患者，在至少部分患者扫描身高上对所述第一和第二原始图像上进行所述计算矫正，以便在所述第一和第二矫正图像中分别减少存在于所述第一和第二原始图像中的自散射。
3.根据权利要求1或2所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，在进行所述计算矫正前，其包括筛选，所述筛选包括：
第一筛选步骤，其基于全球肥胖患者的至少第一患者参数代表，通过：
ο如果所述患者对应超重或肥胖患者，则选择所述患者，或者
ο如果所述患者对应标准或低体重患者，弃选所述患者，
第二筛选步骤：
ο对于所述选定患者，对于第一和第二原始图像中的每个图像，根据作为扫描患者身高的函数的肥胖患者的至少第二患者参数代表，确定应使用所述计算矫正处理的扫描患者身高的位置和程度，因为交叉散射和检测到的辐射与检测到的总辐射的比例应超过预定的阈值，
ο对于所述弃选患者，保持所述第一和第二原始图像不变，不对其应用所述计算矫正处理，
其中，仅对所述选定患者，而不是对于所述弃选患者，对于第一和第二原始图像中的每个图像，仅在所述确定的扫描患者身高上，对第一和第二原始图像进行所述计算矫正，以便获得所述第一和第二矫正图像的第一部分，
同时将扫描患者身高的所述第一和第二原始图像的其他地方保持不变，以便获得与所述第一和第二原始图像相应部分等同的所述第一和第二矫正图像的第二部分，并且其中，仅对于所述选定患者，而不是对于所述弃选患者，将所述第一和第二部分组合，以便获得完整的所述第一和第二矫正图像。
4.根据权利要求3所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，所述第一患者参数是患者基本质量指数。
5.根据权利要求3或4所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，所述第二患者参数是患者厚度，对于第一原始图像，沿从所述第一辐射源(1，201)的中心到所述第一检测器(3,203)的中心的第一方向的，或者对于第二原始图像，沿从所述第二辐射源(2,202的)中心到所述第二检测器(4,204)是中心的第二方向，作为扫描患者身高的函数。
6.根据权利要求1至5中任一项所述的患者器官放射线照相方法，
其特征在于，在进行所述计算矫正之前，其包括沿扫描患者的身高将第一和第二原始图像(32,52)中的每个图像分为需矫正的原始子图像组，
其中，对于所述原始图像的每个原始子图像，其包括对所述原始子图像上进行所述计算矫正，包括：
与所述原始子图像的采样率相比，制作欠采样的患者特定模型的步骤(34)，通过所述欠采样的患者特定模型，确定欠采样的患者特定辐射散射表征的步骤(35)，
对所述确定的欠采样的患者特定辐射散射表征进行过采样，以便获得与原始图像相同采样率的补充步骤(36)，
在所述原始子图像上进行所述过采样的患者特定辐射散射表征，以便获得矫正的子图像的步骤(36)，
并且其中，其包括，在对所述原始图像的所有原始子图像进行所述计算矫正后，重组(39)所述所有矫正子图像，以获得矫正图像。
7.根据权利要求6所述的患者器官放射线照相术方法，其特征在于，所述确定步骤(35)包括通过使用患者特定散射矩阵来计算与仅辐射散射对应的欠采样的散射子图像，所述患者特定散射矩阵表示使用所述欠采样的患者特定模型的辐射散射，并且其中，所述处理步骤(36)包括从所述原始子图像中减去过采样的散射子图像，以获得所述矫正子图像。
8.根据权利要求7所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，从两个原始图像中的一个的一行的第一像素到两个原始图像的另一个的相应行的最后像素，在乘以通过两个原始图像聚合方式获得图像向量之前，将所述患者特定散射矩阵反转。
9.据权利要求6至8中任一项所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，使用至少
10，优选地至少20的欠采样系数进行欠采样。
10.根据权利要求6至9中任一项所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，所得到的欠采样图像像素尺寸至少为1mm，优选地至少为2mm。
11.根据权利要求1至5中任一项所述的患者器官放射线照相方法，
其特征在于，其在进行所述计算矫正前，包括沿需矫正的扫描患者身高，将第一和第二原始图像中的每个图像分成(52)原始子图像组，
其中，对于所述原始图像的每个原始子图像，其包括对所述原始子图像进行所述计算矫正：
采用与所述原始子图像的采样率相同的采样率来制作患者特定模型的步骤(53)，采用与所述原始子图像的采样率相同的采样率，通过所述患者特定模型确定患者特定辐射散射表征的步骤(54)，
在所述原始子图像上进行所述患者特定辐射散射表征，以获得矫正子图像的步骤(55)，
并且其中，其包括在对所述原始图像的所有原始子图像进行所述计算矫正后，将所述所有矫正子图像重组，以获得矫正图像重组(58)。
12.根据权利要求11所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，所述确定步骤(54)包括选择或计算患者特定逆矩阵，所述患者特定逆矩阵通过所述患者特定模型表示辐射散射的消除，并且其中所述处理步骤(55)包括将所述原始子图像与所述患者特定逆矩阵相乘，以获得所述矫正子图像。
13.根据权利要求6至12中任一项所述的患者器官放射线照相方法，
其特征在于，对于每个子图像的所述患者特定模型与预先确定的椭圆族中的最近的椭圆相对应或与最近的椭圆的线性组合相对应，
并且其中，所述确定步骤(35,54)包括：
或者在预先确定的矩阵数据库中选择一个矩阵，所述数据库分别代表使用所述预先确定族的椭圆的辐射散射，并且将所选择的一个矩阵求逆，使得所述逆矩阵代表使用所述较近的椭圆的辐射散射的消除，该逆矩阵从而成为患者特定逆矩阵，
或者在预先确定的分别代表使用所述预先确定族的椭圆的辐射散射的矩阵数据库中，计算多个矩阵的线性组合的逆矩阵，所述多个矩阵分别代表使用最接近的椭圆的所述线性组合的所述最接近的椭圆的辐射散射，这种矩阵的线性组合的逆矩阵代表使用最接近的椭圆的所述线性组合的所述最接近的椭圆的辐射散射的消除，并且成为患者特定逆矩阵。
14.根据权利要求13所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，所述预先确定族包括不同尺寸的、在实施放射线照相方法的放射线照相设备内不同位置的、和相对于所述放射线照相设备的不同取向的椭圆。
15.根据权利要求14所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，所述椭圆密度明显等于在1巴压力和20℃的温度条件下的水的密度。
16.根据权利要求14或15所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，尺寸的数量包括在30到60之间，最大的椭圆的轴有利地在30cm以上，最小的椭圆的轴有利地在15cm以上，和/或取向的数量包括在3到5之间，和/或位置的数量包括在5到200之间。
17.根据权利要求1至5中任一项所述的患者器官放射线照相方法，
其包括：
与所述原始图像的采样率相比，制作欠采样的患者特定模型的步骤(121)，通过所述欠采样的患者特定模型，确定欠采样的患者特定辐射散射表征的步骤(122)，
对所述确定的欠采样的患者特定辐射散射表征进行过采样，以获得与所述原始图像相同的采样率的补充步骤(123)，
对所述原始图像上进行所述过采样的患者特定辐射散射表征，以获得矫正图像的步骤(124)。
18.根据权利要求17所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，所述确定步骤包括首先(121)至少从第一和第二原始图像制作患者特定的独特和预先确定的3D替身，然后(122)在与患者相同条件下垂直扫描该患者特定的3D替身，但对于较低分辨率允许欠采样，从而通过该患者特定3D替身来计算与仅辐射散射对应的欠采样的散射图像，并且其中，所述处理步骤(124)包括从所述原始图像中减去过采样的散射图像，以获得所述矫正图像。
19.根据权利要求18所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，所述确定步骤包括首先(121)使用患者特定数据，因此仅第一和第二原始图像，制作患者特定的独特且预先确定的3D替身。
20.根据权利要求18所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，所述确定步骤包括首先(121)使用患者特定数据，除第一和第二原始图像之外，还使用来自磁共振成像和/或来自计算机断层扫描的额外的患者特定数据，制作患者特定的独特和预先确定的3D替身。
21.根据权利要求17至20中任一项所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，以至少10，优选地在10和60之间的欠采样系数进行欠采样。
22.根据权利要求17至21中任一项所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，所得到的欠采样的图像像素尺寸为至少1mm，优选地在1mm到5mm之间，更优选地在1mm到3mm之间。
23.根据前述权利要求中任一项所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，用于确定所述患者特定辐射散射表征的第一辐射源(1,201)和第二辐射源(2,202)的X射线光谱具有包括在50keV到70keV之间的能量，优选地包括在55keV到65keV之间，更优选地是约
60keV，并且有利的是，第一辐射源(1,201)和第二辐射源(2,202)是单色源。
24.根据前述权利要求中任一项所述的放射线照相方法，所述放射线照相的方法使对超重患者或肥胖患者进行的。
25.根据前述权利要求中任一项所述的放射线照相方法，其特征在于，在每个检测器(203,204)的上游设置有准直通道(207,208)，以进一步减少所述第一和第二矫正图像上的交叉散射。
26.根据前述权利要求中任一项所述的放射线照相方法，其特征在于，其进一步包括，在通过第一和第二原始图像制作患者特定模型的所述步骤(33,53)前，将所述第一和第二原始图像去噪的步骤(31,51)，以进一步减少由在所述第一和第二矫正图像上由交叉散射和/或自散射产生的过度噪音。
27.根据权利要求26中所述的放射线照相方法，其特征在于，所述去噪步骤(31,51)是所述第一和第二原始图像的双侧过滤。
28.根据前述权利要求中任一项所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，所述检测器(3,203,4,204)是多能量计数检测器。
29.根据权利要求1至27中任一项所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，所述检测器(3,203,4,204)是单能量计数检测器。
30.根据前述权利要求中任一项所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，所述检测器(3,203,4,204)每行具有超过3000个的像素，优选地超过5000。
31.根据前述权利要求中任一项所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，所述检测器(3,203,4,204)具有1到100行，优选地在10到60行之间。
32.根据前述权利要求中任一项所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，所述检测器(3,203,4,204)具有包括在50μm到200μm之间的像素尺寸。
33.根据前述权利要求中任一项所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，所述确定步骤(35,54)使用预先确定的矩阵数据库，所述预先确定的矩阵数据库分别表示使用患者通用模型的辐射散射，所述矩阵是以X射线散射的蒙特卡罗模拟为基础的。
34.根据权利要求33所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，所述X射线散射的蒙特卡罗模拟通过具有包括在50keV到70keV之间，优选地包括在55keV到65keV之间，更优选地为约60keV的能量的第一辐射源(1,201)和第二辐射源(2,202)的X射线光谱进行，并且有利的是第一辐射源(1,201)和第二(2,202)辐射源是单色源。
35.根据前述权利要求中任一项所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，所述第一和第二原始图像根据相互正交的两个方向来查看所述患者的所述器官。
36.患者器官放射线照相方法，其包括：
-通过第一辐射源(1,201)和第一检测器(3,203)配合对所述器官进行第一垂直扫描，以制作所述器官第一二维原始图像，
-通过第二辐射源(2,202)和第二检测器(4,204)配合对所述器官进行第二垂直扫描，以制作所述器官的第二二维原始图像；
-所述第一垂直扫描和所述第二垂直扫描同步进行，
-所述第一和第二原始图像根据不同的入射角查看所述患者的所述器官，其中，对于至少超重或肥胖患者，在至少部分患者扫描身高上，对所述第一和第二原始图像进行计算矫正，以在第一和第二矫正图像之间，减少存在于所述第一和第二原始图像之间的交叉散射，
并且其中，对所述第一和第二原始图像进行所述计算矫正包括：
与所述第一和第二原始图像的采样率相比，仅计算欠采样的患者特定辐射散射表征的步骤(34,35,122)，
对所述计算的欠采样的患者特定辐射散射表征进行过采样，以获得与所述第一和第二原始图像相同的采样率的步骤(36,123)，
在所述第一和第二原始图像上进行所述过采样的患者特定辐射散射表征的步骤(36,124)，以获得所述第一和第二矫正图像。
37.根据权利要求36所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，对于至少超重或肥胖患者，在至少部分患者扫描身高上，所述第一和第二原始图像上进行所述计算矫正，以便在第一和第二矫正图像中，分别减少所述第一和第二原始图像中存在的自散射。
38.根据前述权利要求中任一项所述的患者器官放射线照相方法，其特征在于，一方面在所述第一源(201)和检测器(203)之间，以及另一方面在所述第二源(202)和检测器(204)之间存在垂直间隙，使得所述第一垂直扫描和所述第二垂直扫描同步进行，但是在期间具有时移，以进一步减少所述第一和第二原始图像之间的交叉散射。
39.一种放射线照相设备，其适于实施根据前述权利要求中任一项所述的患者器官放射线照相方法。
40.一种放射线照相设备，其实施根据前述权利要求1至38中任一项所述的患者器官放射线照相方法。
41.一种患者器官放射线照相方法，其包括：
-通过第一辐射源(1,201)和第一检测器(3,203)的配合，制作所述器官的第一二维原始图像；
-通过第二辐射源(2,202)和第二检测器(4,204)的配合，制作所述器官的第二二维原始图像；
-所述第一和第二原始图像根据不同的入射角查看所述患者的所述器官；
其中，对于至少超重或肥胖患者，在至少部分患者扫描身高上，对所述第一和第二原始图像进行所述计算矫正，以在第一和第二矫正图像之间，减少存在于所述第一和第二原始图像之间的交叉散射，
并且其中，对所述第一和第二原始图像进行所述计算矫正包括：
作为患者特定建模，制作3D替身的步骤(121)，使用：
ο患者特定数据，因此至少第一和第二原始图像，优选地主要是第一和第二原始图像，更优选地是仅第一和第二原始图像，
ο以及通用数据，因此是3D通用模型，
通过在所述3D替身上模拟交叉散射来确定患者特定辐射散射表征的步骤(122，
123)，
在所述第一和第二原始图像上进行所述患者特定辐射散射表征的步骤(124)，以获得所述第一和第二矫正图像。
42.一种患者器官放射线照相方法，其包括：
-通过第一辐射源(1,201)和第一检测器(3,203)的配合，制作所述器官的第一二维原始图像；
-通过第二辐射源(2,202)和第二检测器(4,204)的配合，制作所述器官的第二二维原始图像；
-所述第一和第二原始图像根据不同的入射角查看所述患者的所述器官；
其中，对于至少超重或肥胖患者，在至少部分患者扫描身高上，对所述第一和第二原始图像进行所述计算矫正，以在第一和第二矫正图像之间，减少存在于所述第一和第二原始图像之间的交叉散射，
并且其中，对所述第一和第二原始图像进行所述计算矫正包括：
与所述第一和第二原始图像的采样率相比，仅计算欠采样的患者特定辐射散射表征的步骤(34,35,122)，
对所述计算的欠采样患者特定辐射散射表征进行过采样，以获得与所述第一和第二原始图像相同的采样率的步骤(36,123)，
在所述第一和第二原始图像上进行所述过采样的患者特定辐射散射表征的步骤(36,124)，以获得所述第一和第二矫正图像。

说明书全文

患者器官放射线照相方法

技术领域

[0001] 本发明涉及患者器官的放射线照相方法以及相关设备，特别是当患者是超重或肥胖患者时。特别地，这种放射线照相方法优选是立体放射线照相方法。

背景技术

[0002] 本发明的领域涉及双扫描(优选为立体放射线照相)系统，和优化辐射(优选为X射线)散射抑制和矫正的方法，以获得至少两个同步视图，优选为用于医疗应用的患者器官(优选为骨骼)的低剂量三维重构的正向视图图像和侧向视图图像。

[0003] 该系统和方法专用于包括至少两个基于成像能力的辐射透视(优选为X射线)的医疗辐射设备内使用。这些能力例如基于发射具有在20keV到200keV之间的较高能量的X射线光谱的至少X射线发射源。常规成像对象是承重位置中的患者。

[0004] 超重和肥胖患者具有较大和较厚的身体，这对患者器官的放射线照相方法造成特定的挑战，而且超重和肥胖患者越来越多。实际上，根据世界卫生组织2015年发布的肥胖症最新报告，全世界肥胖症人数已是1980年的两倍，在2014年超重成年人人数已超过19亿。其中，肥胖症患者人数超过6亿。世界卫生组织对2030年的预测非常悲观，这是由于欧洲的肥胖人数会急剧上升，例如，英国超重人口将近74％，爱尔兰的比例将为89％，并且其中50％将会是临床肥胖。

[0005] 扫描立体放射线摄影系统，如EP2309462中所述，示出了制作用于骨骼解剖部分(例如，脊柱或骨盆)的三维重构的同步正向图像和侧向图像的良好能力，与计算机断层扫描相比，剂量降低可达600，并且与计算机放射线照相系统或数字化放射线照相系统相比，单张图像的剂量降低可达10。但是，本系统的最大可用剂量率为超重和肥胖患者(甚至现在超重和肥胖患者已成为非常普通的患者)制作足够临床品质图像的限制越来越多。

[0006] 为超重和肥胖患者制作良好的临床品质放射学图像的一个重要问题是直接X射线束大大衰减的同时会产生大量散射的X射线。因此，与直接二维成像系统中散射的X射线信号相比，透射的直接X射线信号可以变得非常小，通常小10到20倍。

[0007] 一些散射消除网格常用于解决该问题，但是单独来看，其效率不够好，并且因此为获得临床品质图像，对超重和肥胖患者的剂量可变得非常高。

[0008] 扫描立体放射线照相系统，如EP2309462中所述，示出了使用非常薄的物体和检测器准直的有效抑制散射的X射线。但是，对于超重患者，制作图像的有用剂量率分数太小。部分原因是X射线管的有限输出功率和非常小的准直孔径。

[0009] 根据现有技术，如EP2309462中所述，描述了一种进行垂直扫描的放射方法。这种放射方法使用位于检测器上游的准直仪，从而改善交叉散射和自散射抑制。但是，由于狭窄的准直，实现了高的抑制率，这以大大降低检测器的敏感表面上接收到的辐射信号水平为代价。因此，至少对于某些患者器官，当用于合理超重患者时，难以找到高散射抑制率和同时检测器的敏感表面上接收到辐射信号的足够水平之间的良好平衡，当用于严重超重甚至肥胖患者时，几乎不可能获得这种良好平衡。

[0010] 根据患者形态调整准直孔径的系统，如在另一个现有技术中所述，如WO2011/138632中所述，可以用于增强EP2309462中所述扫描立体放射线照相系统的对超重患者制作临床品质图像的能力。

[0011] 但是，在这种情况下，X射线管的输出功率和检测器的可用准直孔径将不足以覆盖超重和肥胖患者中所有各种形态的越来越多的人。孔径限制将直接关联于检测器的空间分辨率的损失和来自于X射线成像的正向视图和侧向视图的散射X射线的量。除了每个视图的自散射污染外，共面同步正向和侧向X射线视图的使用将产生特定的交叉散射问题。

发明内容

[0012] 本发明的目的是至少部分地解决上述缺点。

[0013] 更具体地，本发明旨在提供一种放射学方法，所述方法对于所有或大多数类型的患者器官，对于所有或大多数类型的患者形态，包括超重和优选肥胖患者，允许同步实现检测器的敏感表面上接收的信号水平足够高并且交叉散射抑制率足够高，以此获得良好的信噪比和良好的图像品质。

[0014] 根据另一个现有技术，如申请PCT/FR2016/050296中所述(其通过引用而并入并且由同一申请人EOS-Imaging所有，且在本申请提交时尚未公开)，已知使用正向视图和侧向视图之间的垂直间隙，从而减少存在于正向和侧向原始图像之间的交叉散射。

[0015] 因此，本发明提供了在第一和第二垂直扫描之间进行计算矫正，在有或无位于检测器上游的准直通道的帮助下，减少(优选地大幅减少)至少第一和第二图像之间的交叉散射。

[0016] 可以使用计算矫正代替垂直间隙，从而当患者在与第一垂直扫描和第二垂直扫描之间的垂直间隙相关的小的时移期间明显移动时，在减少存在于第一和第二原始图像之间的交叉散射方面，可以在结构更简单的设备以及消除获得轻微模糊图像的风险方面提供相似的良好结果。

[0017] 这种计算矫正可以与垂直间隙组合使用，从而在减少存在于第一和第二原始图像之间的交叉散射方面，提供比单独使用垂直间隙或单独使用计算矫正更好的结果。

[0018] 本发明的实施例致力于极大地增强对标准患者以及超重和肥胖患者制作同步正向图像和侧向图像的改进的和良好的临床品质图像的能力，改善空间分辨率、信噪比和对比度，同时减少由于交叉散射和自散射辐射(优选X射线辐射)而导致的图像品质损失。

[0019] 该目的通过对患者器官进行放射线照相方法实现，该方法包括：通过第一辐射源和第一检测器配合对所述器官进行第一垂直扫描，以制作所述器官第一二维原始图像，通过第二辐射源和第二检测器配合对所述器官进行第二垂直扫描，以制作所述器官的第二二维原始图像，所述第一垂直扫描和所述第二垂直扫描同步进行，所述第一和第二原始图像根据不同的入射角查看所述患者的所述器官，其中对于至少超重或肥胖患者，在至少部分患者扫描身高上，对所述第一和第二原始图像进行计算矫正，以在第一和第二矫正图像之间减少所述第一和第二原始图像之间存在的交叉散射，以及其中，在所述第一和第二原始图像上的进行所述计算矫正包括：使用患者特定数据制作患者特定模型的步骤，因此至少使用第一和第二原始图像，优选主要使用第一和第二原始图像，更优选地仅使用第一和第二原始图像，通过所述患者特定模型确定患者特定辐射散射表征的步骤，在所述第一和第二原始图像进行所述患者特定辐射散射表征的步骤，以获得所述第一和第二矫正图像。

[0020] 该目的也通过对患者器官进行放射线照相方法实现，该方法包括：通过第一辐射源和第一检测器配合对所述器官进行第一垂直扫描，以制作所述器官第一二维原始图像，通过第二辐射源和第二检测器配合对所述器官进行第二垂直扫描，以制作所述器官的第二二维原始图像，所述第一垂直扫描和所述第二垂直扫描同步进行，所述第一和第二原始图像根据不同的入射角查看所述患者的所述器官，其中对于至少超重或肥胖患者，在至少部分患者扫描身高上，对所述第一和第二原始图像进行计算矫正，以在第一和第二矫正图像之间减少存在于所述第一和第二原始图像之间的交叉散射，以及其中，在所述第一和第二原始图像上进行所述计算矫正包括：与所述第一和第二原始图像的采样率相比，仅计算欠采样的患者特定辐射散射表征的步骤，将所述计算的欠采样的患者特定辐射散射表征进行过采样，以获得与所述第一和第二原始图像相同的采样率的步骤，对所述第一和第二原始图像进行所述过采样的患者特定辐射散射表征的步骤，以获得所述第一和第二矫正图像。实际上，与原始图像相比，辐射散射表征的欠采样允许以很小的成像品质损失为代价获得计算时间的重要增益，因为辐射散射空间变化很小。优选地，对于至少超重或肥胖患者，在至少部分患者扫描身高上，在所述第一和第二原始图像上进行所述计算矫正，以在所述第一和第二矫正图像中，分别降低第一和第二原始图像中存在的自散射。

[0021] 该目的通过放射线照相设备来实现，所述放射线照相设备适于实施根据本发明的患者器官放射线照相方法。

[0022] 该目的也通过放射线照相设备来实现，所述放射线照相设备实施根据本发明的患者器官放射线照相方法。

[0023] 本发明的另一个目的是从欠采样中获得计算时间和存储大小的增益。因此，本发明的该另一个目的是通过患者器官放射线照相方法实现，包括：通过第一辐射源和第一检测器配合来制作所述器官的第一二维原始图像，通过第二辐射源和第二检测器配合来制作所述器官的第二二维原始图像，所述第一和第二原始图像根据不同的入射角查看所述患者的所述器官，其中对于至少超重或肥胖患者，在至少部分患者扫描身高上，对所述第一和第二原始图像进行计算矫正，以在第一和第二矫正图像之间减少所述第一和第二原始图像之间存在的交叉散射，以及其中，对所述第一和第二原始图像进行所述计算矫正包括：制作患者特定模型，3D替身的步骤，这使用患者特定数据，因此使用第一和第二原始图像，优选主要使用第一和第二原始图像，更优选地仅使用第一和第二原始图像和使用通用数据，因此使用3D通用模型，通过在所述3D替身上模拟交叉散射来确定患者特定辐射散射表征的步骤，对所述第一和第二原始图像进行所述患者特定辐射散射表征的步骤，以获得所述第一和第二矫正图像。

[0024] 本发明的再另一个目的是使用独特且预先确定的3D替身，其明显更丰富但以有限增加的复杂度为代价，这是由于其是独特的，意味着较少的计算，并且预先确定意味着较少的实时性计算。因此，本发明的该再另一个目的通过患者器官放射线照相方法来实现，包括：通过将第一辐射源和第一检测器配合来制作所述器官的第一二维原始图像，通过将第二辐射源和第二检测器配合来制作所述器官的第二二维原始图像，所述第一和第二原始图像根据不同入射角查看所述患者的所述器官，其中对于至少超重或肥胖患者，在至少部分患者扫描身高上，对所述第一和第二原始图像进行计算矫正，以在第一和第二矫正图像之间减少所述第一和第二原始图像之间存在的交叉散射，以及其中，对所述第一和第二原始图像进行所述计算矫正包括：与所述第一和第二原始图像的采样率相比，仅计算欠采样的患者特定辐射散射表征的步骤，对所述计算的欠采样患者特定辐射散射表征进行过采样，以获得与所述第一和第二原始图像相同的采样率的步骤，在所述第一和第二原始图像进行所述过采样的患者特定辐射散射表征的步骤，以获得所述第一和第二矫正图像。

[0025] 优选的实施例包括一个或多个以下特征，这些特征可以单独或一起地与本发明的前述目的中任一个部分组合或完全组合地采用。

[0026] 优选地，对于至少超重或肥胖患者，在至少部分患者扫描身高上，对所述第一和第二原始图像进行计算矫正，以在第一和第二矫正图像两者中分别减少在所述第一和第二原始图像中存在的自散射。通过这种方式，计算矫正不仅减少或消除了所述第一和第二原始图像之间存在的交叉散射，而且减少或消除了所述第一和第二原始图像中存在的自散射。相同类型的计算矫正用于减少或消除两种类型的辐射散射、交叉散射和自散射。

[0027] 优选地，其在所述计算矫正处理前包括筛选，所述筛选包括：第一筛选步骤，根据全球肥胖患者至少第一患者参数代表，通过：如果所述患者对应于超重或肥胖患者，则选择所述患者，或如果所述患者对应于标准或低体重患者，则弃选所述患者，第二筛选步骤：对于所述选定患者，对于第一和第二原始图像中的每一个，根据作为扫描患者身高的函数的肥胖患者的至少第二患者参数代表，确定应进行所述计算矫正的扫描患者身高的位置和程度，因为交叉散射和检测辐射与总检测辐射的比例应超过预先确定的阈值，对于所述弃选患者，保持所述第一和第二原始图像不变，不对其进行所述计算矫正，仅对所述选定患者进行计算矫正，但不用于所述弃选患者，对于第一和第二原始图像中的每一个，仅针对所述确定的扫描患者身高，对第一和第二原始图像中的每一个进行所述计算矫正，以获得所述第一和第二矫正图像的第一部分，同时保持扫描患者身高的其他地方的所述第一和第二原始图像不变，以获得与所述第一和第二原始图像相应部分等同的所述第一和第二矫正图像的第二部分，并且仅对于所述选定患者，但不是所述弃选患者，其组合所述第一和第二部分，以获得完整的所述第一和第二矫正图像。实际上，这些筛选步骤不仅会弃选其辐射散射的计算矫正或多或少为多余的瘦小患者，而且也会将辐射散射的计算矫正严格限制在真正需要且有用的患者的身高部分。

[0028] 优选地，所述第一患者参数是患者基本质量指数。实际上，该第一患者参数很好地代表了患者的肥胖。

[0029] 优选地，所述第二患者参数是患者厚度，对于第一原始图像，沿着从所述第一辐射源的中心到所述第一检测器的中心的第一方向，或者对于第二原始图像，沿着从所述第二辐射源的中心到所述第二检测器的中心的第二方向，作为扫描患者身高的函数。实际上，第二患者参数很好地代表了每个患者身高水平的辐射散射水平。

[0030] 优选地，其在所述计算矫正处理前，包括沿扫描患者的身高将每个第一和第二原始图像分为需矫正的原始子图像组，对于所述原始图像的每个原始子图像，其包括对所述原始子图像进行所述计算矫正，其包括：与所述原始子图像的采样率相比，制作欠采样的患者特定模型的步骤，通过所述欠采样的患者特定模型来确定欠采样的患者特定辐射散射表征的步骤，对所述确定的欠采样的患者特定辐射散射表征进行过采样，以获得与原始图像相同采样率的补充步骤，在所述原始子图像上进行所述过采样的患者特定辐射散射表征，以获得矫正的子图像的步骤，以及其包括在对所述原始图像的所有原始子图像进行所述计算矫正后，重组所述所有矫正子图像，以获得矫正图像。实际上，与原始图像相比，辐射散射代表的欠采样允许计算时间的重要增益，以很小的成像品质损失为代价，因为辐射散射的空间变化很慢，这意味着辐射散射沿患者身高沿切片的变化缓慢，并且辐射散射在每个切片平面内的变化缓慢。将原始图像划分为原始子图像组允许在每个特定原始子图像中进行更简单和更均匀的计算，因为辐射散射在该特定原始子图像的整个范围内都保持相当均匀。无论是否使用欠采样，均可使用单个矩阵积来矫正子图像的所有列。

[0031] 优选地，所述确定步骤包括通过使用患者特定散射矩阵来计算与仅辐射散射对应的欠采样的散射子图像，所述患者特定散射矩阵表示使用所述欠采样的患者特定模型的辐射散射，以及所述处理步骤包括从所述原始子图像中减去过度采样散射子图像，以获得所述矫正子图像。表示使用所述欠采样的患者特定模型的辐射散射的患者特定散射矩阵也是欠采样的。这是计算欠采样的辐射散射并且同时使用与原始子图像相同的采样率的辐射散射来最终计算矫正子图像的简单方法。实际上，这也是一种通过合理的计算时间来实现本发明放射线照相方法的令人感兴趣方法，该方法提供了通过蒙特卡罗模拟预先计算并且可用于针对患者特定解决方案的快速计算的矩阵基底的定义。

[0032] 优选地，以至少10，优选至少20的欠采样系数来进行欠采样。在计算辐射散射部分，这允许计算时间和节省存储的重要增益。

[0033] 优选地，所得的欠采样图像像素尺寸至少为1mm，优选地至少2mm。在计算辐射散射部分时，这允许计算时间的重要增益。这还允许在计算时存储整个基底，这会大大减少了计算时间。

[0034] 优选地，其在所述计算矫正处理前，包括扫描患者的身高将第一和第二原始图像中的每个图像沿分成需矫正的原始子图像组，对于所述原始图像的每个原始子图像，其包括对所述原始子图像处理所述计算矫正，包括：采用与所述原始子图像的采样率相同的采样率制作患者特定模型的步骤，通过具有与所述原始子图像的采样率相同的采样率的所述患者特定模型确定患者特定辐射散射表征的步骤，在所述原始子图像上进行所述患者特定辐射散射表征，以获得矫正子图像的步骤，并且其包括在对所述原始图像的所有原始子图像进行所述计算矫正处理后，重组所述所有矫正子图像以获得矫正图像。实际上，将原始图像划分为原始子图像组，允许在每个特定原始子图像中进行更简单和更均匀的计算，因为辐射散射在该特定原始子图像的整个范围内都保持相当均匀。

[0035] 优选地，所述确定步骤包括选择或计算患者特定逆矩阵，所述患者特定逆矩阵通过所述患者特定模型代表辐射散射的消除，并且所述处理步骤包括将所述原始子图像与所述患者特定逆矩阵相乘以获得所述矫正子图像。这样，需要较少的操作来减少或消除对原始图像的辐射散射影响。

[0036] 优选地，对于每个子图像的所述患者特定模型与预先确定的椭圆族中的最近的椭圆相对应或最近的椭圆的线性组合相对应，并且所述确定步骤包括：或者在预先确定的矩阵数据库中选择一个矩阵，所述数据库分别代表使用所述预先确定族的椭圆的辐射散射，并且将所选择的一个矩阵求逆，使得所述逆矩阵表示使用所述最接近的椭圆的辐射散射的消除，从而该逆矩阵成为患者特定逆矩阵，或者在预先确定的分别代表使用所述预先确定族的椭圆的辐射散射的矩阵数据库中，计算多个矩阵的线性组合的逆矩阵，所述多个矩阵分别代表使用最接近的椭圆的所述线性组合的所述最接近的椭圆的辐射散射，矩阵的线性组合的逆矩阵分别代表使用最接近的椭圆的所述线性组合的所述最接近的椭圆的辐射散射，因此矩阵的线性组合的逆矩阵代表使用最接近的椭圆的所述线性组合的所述最接近的椭圆的辐射散射的消除，并且成为患者特定逆矩阵。这些椭圆提供了已实施的模型的简单化和本次实施的模型的相关性之间非常良好的平衡。此外，逆矩阵的使用允许计算简化。而且，使用矩阵线性组合的逆矩阵比使用逆矩阵线性组合允许更高的精度。

[0037] 优选地，所述预先确定族包括不同尺寸的、在实施放射线照相方法的放射线照相设备内不同位置的、和相对于所述放射线照相设备的不同取向的椭圆。实际上，当仅变更椭圆的这些三个参数时，即，大小、位置和取向时，所使用的椭圆组保持非常强的相关性，但没有变得太复杂。

[0038] 优选地，所述椭圆的密度明显等于1巴压力和20℃温度条件下的水密度。这很简单，但仍可很好地代表人类患者。

[0039] 优选地，尺寸的数量包括在30和60之间，最大椭圆的轴有利地在30cm以上，最小椭圆的轴有利得在15cm以上，和/或取向的数量包括在3和5之间，和/或位置的数量包括在5和200之间。椭圆组保持适当的尺寸，同时精确覆盖大多数可能的肥胖患者和解剖结构。

[0040] 优选地，其包括与所述原始图像采样率相比，制作欠采样的患者特定模型的步骤，通过所述欠采样的患者特定模型来确定欠采样的患者特定辐射散射表征的步骤，对所述确定的欠采样的患者特定辐射散射表征进行过采样，以获得与所述原始图像相同采样率的补充步骤，对所述原始图像进行所述过采样的患者特定辐射散射表征，以获得矫正图像的步骤。实际上，与原始图像相比，辐射散射代表的欠采样允许计算时间的重要增益，这以极少的成像品质损失为代价，因为辐射散射的空间变化很小。与每个子图像的特定矩阵相比，可使用更丰富但更复杂的模型，以实施患者特定的建模。

[0041] 优选地，所述确定步骤包括首先至少通过第一和第二原始图像制作患者特定的独特和预先确定的3D替身，接着在患者相同条件下垂直扫描该患者特定的3D替身，但是对于较低的分辨率允许欠采样，从而通过该患者特定的3D替身计算对应于仅辐射散射的的欠采样的散射图像，并且所述处理步骤包括从所述原始图像中减去过采样的散射图像，从而获得所述矫正图像。这种独特并且预先确定的3D替身明显更丰富，但以有限增加的复杂度为代价，因为其仍将保持独特性，这意味着计算较少，并且预先确定意味着实时计算较少。

[0042] 在优选实施例中，所述确定步骤包括首先使用患者特定数据制作患者特定的独特且预先确定的3D替身，因此仅使用第一和第二原始图像。这使得对于每个特定患者的独特并且预先确定的3D替身的个性化变得更简单。

[0043] 在另一个实施例中，所述确定步骤包括首先使用患者特定数据，除第一和第二原始图像之外，还使用来自磁共振成像和/或来自计算机断层扫描的额外的患者特定数据，制作患者特定的独特和预先确定的3D替身。这使得对于每个特定患者的独特并且预先确定的3D替身的个性化更复杂但更丰富。

[0044] 优选地，以至少10，优选在10和60之间的欠采样系数进行欠采样。当计算辐射散射部分时，这允许计算时间的重要增益。

[0045] 优选地，所得的欠采样的图像像素尺寸为至少1mm，优选在1mm和10mm之间，更优选在1mm和6mm之间。当计算辐射散射部分时，这允许计算时间的重要增益。

[0046] 在第一选择中，用于确定所述患者特定辐射散射表征的第一辐射源和第二辐射源的X射线光谱具有包括在50keV到70keV之间的能量，优选包括在55keV到65keV之间，更优选地是约60keV，并且有利的是，第一辐射源和第二辐射源是单色源。

[0047] 在第二选择中，用于确定所述患者特定辐射散射表征的第一辐射源和第二辐射源的X射线光谱具有120kV的管电压，其光谱包括在20keV到120keV之间，并且有利得是，第一辐射源和第二辐射源是多色源。

[0048] 在第三优选选择中，一方面，对于小椭圆，对于基础椭圆的最小一半，用于确定所述患者特定辐射散射代表的第一和第二辐射源的X射线光谱具有包括在50keV到70keV之间，优选包括在55keV到65keV之间，更优选地是约60keV的能量，并且有利得是，第一和第二辐射源是单色源，而另一方面，对于大椭圆，对于基础椭圆的最大一半，用于确定所述患者特定辐射散射表征的第一和第二辐射源的X射线光谱具有120kV的管电压，其光谱包括在20keV到120keV之间，并且有利得是，第一和第二辐射源是多色源。

[0049] 该能量范围是最佳的，以便首先，通过避免患者身体吸收过多辐射而在检测器上获得足够的信号水平，以及第二，通过避免患者身体没有吸收足够辐射来获得检测图像的足够对比度。

[0050] 优选地，所述放射线照相方法是对超重患者或肥胖患者进行的。对于超重患者或肥胖患者，根据本发明的放射线照相方法更令人感兴趣，因为对于这些患者类型，第一和第二原始图像之间存在高水平的交叉散射。

[0051] 优选地，准直通道位于每个检测器上游处，以进一步减少所述第一和第二矫正图像上的交叉散射。这样，由于两个检测器有效孔径减小，进一步降低了交叉散射水平。

[0052] 优选地，其在通过第一和第二原始图像制作患者特定模型的所述步骤前，进一步包括，对所述第一和第二原始图像去噪的步骤，以进一步减少由交叉散射和/或自散射在所述第一和第二矫正图像上产生的过度噪音。实际上，对之前已部分去噪的图像进行计算矫正处理将会更有效，因为初级步骤中消除的噪音不会通过进一步处理放大。

[0053] 优选地，所述去噪步骤是所述第一和第二原始图像的双侧过滤。这种过滤器是性能非常好的过滤器的优选示例。

[0054] 在优选实施例中，所述检测器是多能量计数检测器。这样，更容易从矫正图像获取测量值，例如，患者身体的组织厚度。

[0055] 在另一个实施例中，所述检测器是单能量计数检测器。

[0056] 优选地，所述检测器每行具有超过3000个，优选地超过5000个像素。由此，大大提高了空间分辨率。

[0057] 优选地，所述检测器具有1到100行，优选地具有10到60行。因此，检测器的复杂度和成本保持在有限的水平。

[0058] 优选地，所述检测器具有包括在50μm到200μm之间的像素尺寸。此像素尺寸范围是获得第一和第二矫正图像中所有所需细节同时保持有限的检测器复杂度和检测器成本水平的良好平衡。

[0059] 优选地，所述确定步骤使用预先确定的矩阵数据库，所述预先确定的矩阵数据库分别表示使用患者通用模型的辐射散射，所述矩阵是以X射线散射的蒙特卡罗模拟为基础的。这种类型的模拟以相关度极高的方式模拟了辐射散射。有利的是，所述X射线散射的蒙特卡罗模拟通过具有包括在50keV到70keV之间，优选包括在55keV到65keV之间，更优选为约60keV的能量的第一辐射源和第二辐射源的X射线光谱来进行，并且有利的是，第一和第二辐射源是单色源。

[0060] 优选地，所述第一和第二原始图像根据相互正交地两个方向查看所述患者的所述器官。

[0061] 优选地，一方面，在所述第一源和检测器之间也有垂直间隙，另一方面，所述第二源和检测器之间也有垂直间隙，使得所述第一垂直扫描和所述第二垂直扫描同步进行，但是在期间具有时移，以进一步减少所述第一和第二原始图像之间的交叉散射。这样，正向和侧向矫正图像受益于双重散射矫正，第一机械散射矫正和第二计算散射矫正，从而提供了非常优质的图像改进，几乎消除了所有的交叉散射和大部分自散射，尽管以增加部分复杂度为代价。

[0062] 通过对作为非限制性示例给出的本发明的实施例的如下描述，并参考如下所列的附图，本发明的其他特征和优点将变得明显。

附图说明

[0063] 图1示出了致力于实施放射线方法的放射线设备示例，其中没有实施在第一和第二垂直扫描之间的垂直间隙，第一和第二垂直扫描包括检测器上游的准直通道，导致过高的交叉散射水平。

[0064] 图2A示意性地示出了正向原始图像中存在的自散射。

[0065] 图2B示意性地示出了正向原始图像中存在的来自侧向垂直扫描的交叉散射。

[0066] 图2C示意性地示出了侧向原始图像中存在的来自正向垂直扫描的交叉散射。

[0067] 图2D示意性地示出了侧向原始图像中存在的自散射。

[0068] 图3A示出了直接信号、自散射和交叉散射相对重要性的矩阵表征。

[0069] 图3B示出了直接信号、自散射和交叉散射相对重要性的矩阵表征，子矩阵表示来自一个或另一个源并且在一个或另一个检测器上检测到的信号经历的相应转换。

[0070] 图3C示出了从根据本发明实施例实施的垂直扫描所得到的一对正向和侧向图像。

[0071] 图3D示出了并置并且旋转的一对正向和侧向图像，以获得聚合图像。

[0072] 图3E示出了无散射时获得的直接图像，有散射时获得的模糊图像以及散射矩阵之间存在的关系的图形表征。

[0073] 图3F示出了图形处理单元上的X射线传输的蒙特卡罗模拟示例，以获得散射矩阵基底。

[0074] 图4a和4b示出了对于图像所有像素，模拟的直接图像和模拟的整体图像以及计算的整体图像之间的比较，验证了在直接信号和散射信号之间以相同采样率在正向和侧向图像上接收到的信号的矩阵表征。

[0075] 图5示出了对于图像所有像素，模拟的直接图像和模拟的整体图像和计算直接图像之间的比较，其矩阵表征为正向和侧向图像上接收到的信号，与直接信号相比，散射信号为欠采样信号。

[0076] 图6示出了根据本发明第一实施例的进行患者器官放射线照相方法步骤的示例，使用了散射矩阵，并且与直接信号相比，散射信号为欠采样。

[0077] 图7a和7b示意性地示出了在进行根据本发明第一实施例的患者器官放射线照相方法的步骤时，子图像的俯视图和正向视图的示例。

[0078] 图8示出了根据本发明的第二实施例的进行患者器官放射线照相方法的步骤的示例，使用了散射矩阵，并且散射信号与直接信号具有相同的采样率。

[0079] 图9示出了对于图像的所有像素，模拟的直接图像和模拟的整体图像和计算的直接图像之间的比较，其矩阵表征为正向和侧向图像上接收到的信号，散射信号与直接信号具有相同的采样率。

[0080] 图10示出了对于图像的所有像素，模拟的直接图像和模拟的整体图像和计算的直接图像之间的比较，其矩阵表征为正向和侧向图像上接收到的信号，与直接信号相比，散射信号为欠采样信号，用于对于在两个预定方向之间转动的患者特定模型的插值。

[0081] 图11示出了对于图像的所有像素，模拟的直接图像和模拟的整体图像和计算的直接图像之间的比较，其矩阵表征为正向和侧向图像上接收到的信号，与直接信号相比，散射信号为欠采样信号，用于对于在四个预定方向之间平移的患者特定模型的插值。

[0082] 图12示出了对于图像的所有像素，模拟的直接图像和模拟的整体图像和计算的直接图像之间的比较，其矩阵表征为正向和侧向图像上接收到的信号，与直接信号相比，散射信号为欠采样信号，用于在两个预先确定椭圆尺寸之间患者特定模型的中间尺寸。

[0083] 图13a、13b和13c示出了对于图像的所有像素，用于确定辐射散射的辐射源的不同X射线光谱之间的比较，以评估用于确定辐射散射的辐射源的X射线光谱的最佳范围。

[0084] 图14a和14b示出了对于图像的所有像素，模拟的直接图像和模拟的整体图像和计算的整体图像之间的比较，其矩阵表征为正向和侧向图像上接收到的信号，与直接信号相比，散射信号为欠采样信号，显示了骨骼和气体夹杂物的影响。

[0085] 图15a和图15b示出了对于图像的所有像素，模拟的直接图像和模拟的整体图像和计算的整体图像之间的比较，其矩阵表征为正向和侧向图像上接收到的信号，与直接信号相比，散射信号为欠采样信号，显示了包括由脂肪组织包围的水柱体的椭圆形的更复杂的结构的影响。

[0086] 图16a、16b和16c示出了在不同点上，不同的原始图像和不同的已处理图像之间关于峰值信噪比的比较。

[0087] 图17a，17b和17c示出了在不同患者特定模型上，不同的原始图像和不同的已处理图像之间关于峰值信噪比的比较，其矩阵表征为正向和侧向图像上接收到的信号。

[0088] 图18示出了根据本发明的第三实施例的进行患者器官放射线照相方法步骤的示例，将3D替身用于患者特定模型。

[0089] 图19示出了使用用于患者特定模型的3D替身进行散射矫正。

具体实施方式

[0090] 图1示出了致力于实施放射线方法的放射线设备示例，其中，第一垂直扫描和第二垂直扫描之间没有实施垂直间隙，第一和第二垂直扫描包括处于检测器上游的准直通道，导致交叉散射水平过高。

[0091] 患者将处于承重位置，这表示患者将垂直站立而不是平躺。将在垂直检测Z上进行扫描。实际上，既有在X方向上提供正向图像的正向扫描又有在Y方向上提供侧向图像的侧向扫描。

[0092] 放射线设备包括两个垂直滑动件211和212。第一垂直滑动件211设置为用于进行正向垂直扫描，第二垂直滑动件212设置为用于进行侧向垂直扫描。正向垂直扫描将沿第一垂直滑动件211进行，而侧向垂直扫描将沿第二垂直滑动件212进行。

[0093] 沿第一垂直滑动件211平移第一检测链，而沿第二垂直滑动件212平移第二检测链。

[0094] 第一检测链包括与第一准直仪205相关的第一辐射源201，以使对准患者器官的发射束209变窄。穿过患者器官后，出于清楚原因未示出，束209在到达第一检测器203的敏感表面前进入第一准直通道207。束209的一部分在到达第二检测器204的敏感表面前是朝向进入第二准直通道208的交叉散射。在第一次扫描结束后，在第一检测器203的输出处，有第一图像，是患者器官的正向图像。所考虑的束209的高度非常小，因为其是在到达第一检测器203的敏感表面前将进入第一准直通道207的束209的高度。束209实际上可以视为平面束。

[0095] 第二检测链包括与第二准直仪206相关的第二辐射源202，以使对准患者器官的发射束210变窄。穿过患者器官后，出于清楚原因未示出，束210在到达第二检测器204敏感表面前进入第二准直通道208。束210的一部分在到达第一检测器203敏感表面前是朝向进入第一准直通道207中的交叉散射。在第二次扫描结束后，在第二检测器204的输出处，有第二图像，是患者器官的侧向图像。所考虑的束210的高度非常小，因为其是在到达第二检测器204的敏感表面前将进入第二准直通道208的束210的高度。束210实际上可以视为平面束。

[0096] 尽管拒绝了大部分交叉散射信号，由于存在位于检测器203和204上游的准直通道207和208，该交叉散射信号中仍然存在的极重要部分未被拒绝，并且设法到达检测器203和
204的敏感表面，从而降低了信噪比以及第一正向和第二侧向图像的品质。此外，空间分辨率、对比度、检测量子效率(DQE)、更精确地是广义检测量子效率(GDQE)或有效检测量子效率(eDQE)以及其他参数也变差。

[0097] 至少对于超重或肥胖患者来说，至少对于部分器官，通道准直孔径207和208相当宽并且交叉散射水平太高，或者至少对于超重或肥胖患者来说，至少对于部分器官，通道准直孔径207和208非常狭窄并且交叉散射水平可以接受，但以检测器203和204的敏感表面上接收到的信号太低为代价。

[0098] 优选地，检测器203和204是几何线性检测器，并且检测器203和204优选是几何多线线性检测器。几何线性检测器是具有单行或多行对齐的基本检测单元的检测器。几何多线线性检测器是具有数行，至少两行平行对准的基本检测单元的检测器。多线线性检测器可具有作为输入信号的线性函数或输入信号的非线性函数的输出信号。这样，扫描图像像素动态和图像噪声比均得以改善。但是，仍可能通过单线检测器进行所考虑的垂直扫描，该单线在水平平面上。

[0099] 所使用的检测器203和204具有几条检测线，通常是1至100条线，其可用于获取一些帧图像，或根据指定TDS(时间延迟总和)或TDI(时间延迟积分)速度而相加，以获得较高的扫描图像像素动态和信噪比。因此，这种检测器的有效孔径高于单线检测器，通常在0.1到10mm的范围内。对于相同X射线源输出功率，与仅配备一条检测线的检测器比较，TDS或TDI模式的这种特征通常能提供临床品质图像的显着改善。也可以使用其他类型的检测器，例如2D(二维)检测器。该检测器可以是固体或气体检测器，无论是1D还是2D检测器。

[0100] 优选地，准直仪205和206位于源201和202的下游。那样，使所发出的辐射束更加准直，即更有方向性，可进一步减小散射(交叉散射或自散射)的整体水平。

[0101] 根据本发明的实施例的放射线照相方法中使用的软件矫正是基于使用改进版本的MCGPU(图形处理单元上X射线传输的蒙特卡罗模拟)的X射线散射和直接信号的蒙特卡罗模拟、GPU加速的X射线传输模拟代码(针对Linux和CUDA实施)，其可以生成临床上真实的放射线投影图像和人体解剖学的计算机断层扫描(CT)。其模拟体素化几何体中的X射线，并依赖于PENELOPE2006物理模型。

[0102] 根据本发明的实施例的放射线照相方法也可以使用另外的X射线蒙特卡罗模拟器，例如GATE或GAMOS(基于Geant4)来实现。但是，使用MCGPU，而不使用GATE(GPU版本)，MCGPU为每个模拟光子提供了详细输出，因为其将模拟时间减少了约400倍。这就是为什么选择MCGPU的原因。

[0103] 修改了MCGPU开源代码，以处理正交放置的两个X射线源，以一方面模拟直接和自散射图像，另一方面模拟交叉散射。实现了可在检测器侧增加孔准直和在两个视图之间的物理间隙。

[0104] 由于计数检测器，而不是能量积分检测器，而修改了图像输出。添加了另一个输出，此后称为“总矩阵”：其索引(i，j)给出了像素i中检测到的初始指向像素j的光子数量的矩阵。通过将两对源-检测器正交放置在正向和侧向，获得的四个矩阵恢复为唯一的矩阵，定义如下：

[0105] 通过具有均匀发射源的蒙特卡罗模拟获得。可以对该矩阵进行归一化，以计算散射矩阵Mscatter：

[0106] Mscatter＝MtotD-1，D是Mtot的对角矩阵，其中MFF是对应于正向源和检测器的矩阵，MLF对应于侧向源和正向检测器，MFL对应于正向源和侧向检测器，MLL对应于侧向源和检测器。图2A、2B、2C和2D显示了在一方面的这些矩阵和另一方面的不同类型的散射之间的图形对应关系。

[0107] 图2A示意性地示出了正向原始图像中存在的自散射。

[0108] 存在有与正向检测器3相关的正向源1，和与侧向检测器4相关的侧向源2。存在有患者身体5。

[0109] 正向源1发射X射线辐射6，其部分7直接透射身体5并到达正向检测器3上的像素j，而其部分8由身体5自散射并到达正向检测器3上的像素i。直接接收到的辐射部分7是有用信号，而被散射的辐射部分8是噪音。

[0110] 图2B示意性地示出了存在于正向原始图像中的和来自侧向垂直扫描的交叉散射。

[0111] 侧向源2发射X射线辐射6，其部分7直接透射身体5并到达侧向检测器4上的像素j，而其部分8由身体5交叉散射并到达正向检测器3上的像素i。直接接收到的辐射部分7是有用信号，而被散射的辐射部分8是噪音。

[0112] 图2C示意性地示出了存在于侧向原始图像中的和来自正向垂直扫描的交叉散射。

[0113] 正向源1发射X射线辐射6，其部分7直接透射身体5并到达正向检测器3上的像素j，而其部分8由身体5交叉散射并到达侧向检测器4上的像素i。直接接收到的辐射部分7是有用信号，而被散射的辐射部分8是噪音。

[0114] 图2D示意性地示出了侧向原始图像中存在的自散射。

[0115] 侧向源2发射X射线辐射6，其部分7直接透射身体5并到达侧向检测器4上的像素j，而其部分8由身体5自散射并到达侧向检测器4上的像素i。直接接收到的辐射部分7是有用信号，而被散射的辐射部分8是噪音。

[0116] 在图2A到2D中，X射线辐射在像素i处被检测到，但最初指向像素j。

[0117] 图3A示出了直接信号、自散射和交叉散射的相对重要性的矩阵表征。

[0118] 通过截面为480mm x 350mm的椭圆形管来模拟患者身体，检测器高度尺寸为3.2mm，辐射源为60keV单色源。准直气隙为50mm。

[0119] 特别可见的是与直接信号对应的对角线11：在给定的像素处检测到的所有射线最初指向相同的方向。对角线外的每个点都代表散射。特别地，右上和左下14个子矩阵中的两个波瓣13显示出交叉散射的重要性和不对称性，而中央较大的斑点12代表自散射。

[0120] 均匀源向量U的蒙特卡罗模拟提供了直接信号向量Vd，总信号向量Vtot，和矩阵Mtot，其中在每个步骤中，通过模拟椭圆的移动进行重复模拟，提供了扫描图像。

[0121] Mtot(i，j)是由最初朝向像素j的光子形成的在像素i中测得的总信号。

[0122] Mtot依赖于U和Vtot：Vtot＝MtotU。

[0123] 因此，Mtot的对角元素向量是直接信号向量，其为朝向像素i的光子在像素i中形成的信号。

[0124] Mtot的对角矩阵D依赖于U和Vd：Vd＝DU。

[0125] 所需的散射矩阵将根据I＝MscatterI0(第一方程式)将直接信号与总信号相关联。

[0126] 因此，通过矩阵的归一化操作，源向量U被从方程式中删除。

[0127] 总之：

[0128] D(i,j)＝Mtot(i,i),如果i＝j或D(i，j)＝0，如果i与j不同

[0129] Vd＝DU并且Vtot＝MtotU(第二方程式)

[0130] 得出：

[0131] U＝D-1Vd并且Vtot＝Mtot D-1Vd(第三方程序)

[0132] 得出：

[0133] Mscatter＝Mtot D-1并且Vtot＝MscatterVd

[0134] 因此：

[0135] Mscatter(i，j)＝Mtot(i，j)/Mtot(j，j)

[0136] 将最后的方程式可以通过扫描扩展为同类对象(例如垂直轴圆柱)和图像，得出：

[0137] Vtot＝MscatterVd，得出，Itot＝MscatterId(等效于第一方程式)。

[0138] 图3B示出了直接信号、自散射和交叉散射的相对重要性的矩阵表征，子矩阵表示来自一个或另一个源并且在一个或另一个检测器上检测到的信号经历的每个变换。

[0139] 通过截面为480mm×350mm的椭圆形管来模拟患者身体，检测器的高度尺寸为3.2mm，辐射源为60keV单色源。准直气隙为50mm。

[0140] 特别可见的是与直接信号对应的对角线11：给定的像素处检测到的所有射线最初指向相同的方向。对角线外的每个点都代表散射。特别地，右上和左下14个子矩阵中的两个波瓣13显示出交叉散射的重要性和不对称性，而中央较大的斑点12代表自散射。

[0141] 如果认为IF是检测到的正向图像，IL是检测到的侧向图像，IOF是直接的正向图像，所述直接正向图像为如果没有散射、交叉散射或自散射，而被检测到的正向图像，以及IOL是直接侧向图像，所述直接侧向图像为如果没有散射、交叉散射或自散射，而被检测到的侧向图像，由此得到以下方程式：

[0142] IF＝MFF IOF+MLF IOL

[0143] IL＝MLL IOL+MFL IOF

[0144] MFF表示来自正向源并在正向检测器上检测到的信号经历的转换的矩阵，MLF表示来自侧向源并在正向检测器上检测到的信号经历的转换的矩阵，MLL表示来自侧向源并在侧向检测器上检测到的信号经历的转换的矩阵，MFL表示来自正向源并在侧向检测器上检测到的信号经历的转换的矩阵。

[0145] 这些方程式可导出方程式：I＝MscatterIo

[0146] 其中

[0147] 并且并且

[0148] 解决最后的方程式的一个优选方案是通过求解方程式来实施将给出的直接图像直接去模糊化。当在使用欠采样的情况下(如下述)而发生超低噪音时，该解决方案特别有效。

[0149] 图3C示出了从根据本发明的实施例实施的垂直扫描所得的一对正向和侧向图像。

[0150] 正向垂直图像155从正向源和检测器垂直扫描获得，而侧向垂直图像156从侧向源和检测器垂直扫描获得。

[0151] 图3D显示了并置在一起且旋转的正向和侧向图像对以获得聚合图像。

[0152] 图3C的正向图像155和垂直图像156已经被处理，首先并置在一起，以及第二被旋转四分之一圈。所得到的图像150包括并置的两个水平图像153和154，所述两个水平图像153和154垂直并置在彼此之上，分别对应于图3C的正向和侧向图像155和156。

[0153] 图3E示出了在不存在散射情况下可获得的直接图像、在存在散射情况下获得的模糊图像和散射矩阵之间存在的关系的图形表征。

[0154] 与对应的矩阵积Itot＝Mscatter Id(or I＝Mscatter I0)事实上是：

[0155] 直接图像170(无散射)与散射矩阵160相乘得到测得的模糊图像150(有散射)。直接图像170的每个列171与散射矩阵160的每行161相乘将得到测得的模糊图像150的点151。例如，直接图像170的另一列172与散射矩阵160的另一行162相乘将得到测得的模糊图像
150的另一点152。

[0156] 图3F示出了在图形处理单元上进行X射线传输的蒙特卡罗模拟以获得散射矩阵基底的示例。

[0157] 模拟了正向辐射源181和侧向辐射源182的正向186和侧向187辐射束在通过位于内室188中椭圆形模拟材料185后，在正向183和侧向184检测器上的投影。

[0158] 蒙特卡罗模拟图形处理单元(MCGPU)191获得输入，先前的投影，以及在1(无欠采样)到50(高欠采样系数)范围的欠采样系数190，和物理参数组189，包括例如3.2mm或5.6mm的检测器孔径，例如50mm的检测器准直气隙，在正向和侧向扫描之间的处于0mm(优选情况)到50mm(如现有技术中所示)之间的垂直间隙，例如60keV单色的源光谱。

[0159] 作为该蒙特卡罗模拟图形处理单元(MCGPU)191的输出，存在有矩阵Mtot192，所述矩阵Mtot192由归一化MtotD-1193(如上所示)导出为散射矩阵Mscatter194，从而允许为每个计划的椭圆形模型构造散射矩阵基底195。

[0160] 例如，现在给出优选的椭圆模拟参数组。

[0161] 存在有53个椭圆形模型尺寸，通过其长轴和短轴对表示，单位为mm：(360、170)、(360、190)、(360、210)、(360、230)、(360、270)、(380、250)、(380、290)、(400、210)、(400、230)、(400、270)、(400、310)、(420、250)、(420、290)、(440、270)、(440、310)、(440、330)、(440、350)、(460、290)、(460、370)、(460、390)、(480、310)、(480、330)、(480、350)、(480、
410)、(500、370)、(500、390)、(500、430)、(500、450)、(520、330)、(520、350)、(520、410)、(520、470)、(540、370)、(540、390)、(540、430)、(540、450)、(540、490)、(540、510)、(560、
410)、(560、470)、(560、530)、(580、430)、(580、450)、(580、490)、(580、510)、(580、550)、(600、470)、(600、530)、(620、490)、(620、510)、(620、550)、(640、530)、(660、550)。

[0162] 相对于内室的中心具有11个位置，对于每个方向x或y，这组合了121个位置；这些位置是针对每个方向x或y，以mm表示：(-125，-100，-75，-50，-25、0、25、50、75、100、125)。

[0163] 相对于椭圆形模型的长轴与正向检测器平行并且椭圆形模型的短轴与侧向检测器平行的位置，具有3个旋转角度，其采用相对于先前对齐的角度来表示：(-20、0、20)。

[0164] 总之，在矩阵基底中有16390个矩阵：53个尺寸乘以121个位置乘以3个方位。这将需要大约6.5To的存储空间大小(无欠采样(对应于欠采样系数值为1))，或者大约16Go(欠采样系数为20)，或者大约4Go(欠采样系数为40)，或者大约2.5Go(欠采样因子为50)。

[0165] 图4a和4b显示了，对于图像的所有像素，模拟的直接图像和模拟的整体图像和计算的整体图像之间的比较，验证了在正向和侧向图像上接收到的信号的矩阵表征，直接信号和散射信号之间的采样率相同。

[0166] 检测光子的数量表示为像素位置的函数，像素编号为从1至10000多一些，例如，约10300，例如10278。模拟的直接图像由曲线21表示，模拟的整体图像由曲线22表示，计算的整体图像由曲线23表示。模拟的图像可对应于从重复模拟获得的扫描，并且曲线从图像提取的列向量获得或者从单个列的模拟获得。

[0167] 图4a示出了第二方程式的验证，图4b示出了第三方程式的验证。在图4a或图4b上，计算的整体信号几乎完美地叠加在模拟信号上，这通过非常小的均方根误差(RMSE<0.01％)证明。实际上，在图4a上，曲线22和23实际上完美地叠加，并且在图4b上，曲线25和
26也实际上重叠地很好。

[0168] 将未知数I0的第一方程式求解，以从整体中获得直接图像。由于散射信号发展地相当缓慢，因此可针对欠采样的图像和矩阵来计算解。如下图5所示，宽度为2mm和高度为3.2mm的像素对具有0.1mm x 0.1mm的像素的图像矫正提供足够好的精度。

[0169] 图5显示了，对于图像的所有像素，模拟的直接图像和模拟的整体图像和计算的直接图像之间的比较，矩阵表征正向和侧向图像上接收到的信号，与直接信号相比，散射信号为欠采样。

[0170] 这里，患者身体由椭圆形水管模拟，其截面具有440mm和350mm的轴。具有60keV单色源，检测器高度为3.2mm，准直气隙为50mm。使用对于2mm大的像素获得的散射矩阵来矫正检测器上接收的代表100μm像素的信号，实际上欠采样系数为20。

[0171] 所检测的光子的数量表示为像素位置函数，像素的编号为1至10000多一些。模拟的直接图像由曲线28表示，模拟的整体图像由曲线27表示，并且计算的直接图像由曲线29表示。

[0172] 可使用两种不同的方法来矫正给定的临床图像。可使用与简单几何形状对应的矩阵的预计算矩阵基底，例如，填充水的椭圆形来随后进行矩阵求逆，如下所述。或者可以使用从通用模型到患者特定放射线照相投影的变形获得的3D(三维)体素化重构，以直接模拟较低分辨率的散射信号并将其从放射投影中移出，以获得直接图像。

[0173] 在图5中，计算的直接信号在模拟信号上重叠地很好，这通过较小均方根误差(RMSE<5.4％)证明。实际上，在图5中，曲线28和29重叠地很好。

[0174] 图6示出了根据本发明的第一实施例对患者器官实施放射线照相方法的步骤的示例，其使用了散射矩阵，并且与直接信号相比，散射信号为欠采样。

[0175] 由此，描述了散射矫正方法的不同且连续的步骤，其通过预先存在的矩阵来矫正正向视图和侧向视图上的给定像素行。

[0176] 在步骤30中，获取正向和侧向图像。

[0177] 在步骤31中，对正向和侧向图像进行去噪。

[0178] 在步骤32中，将这些正向和侧向图像中的每一个沿垂直轴分成几个子图像，其高度为约1cm，代表聚合图像的一些连续列。

[0179] 在步骤33中，对于每个子图像，找到预确定的族内最近的基础椭圆的组合。

[0180] 在步骤34中，每个子图像都是欠采样的，通常为2mm宽的像素。

[0181] 在步骤35中，或者具有相当高的欠采样系数，例如约10或20，将散射矩阵求逆并且将该逆散射聚矩阵与所测得的模糊图像(有散射)相乘的直接计算是获得直接图像(无散射)的最快方法，或者欠采样系数较小或没有，将线性系统分解算法(例如，优选Richardson-Lucy类型的算法，更确切地说下文所述的改进的Richardson-Lucy算法)应用于，在给定整体图像和散射矩阵情况下，计算欠采样的直接图像。从原始整体图像中减去这种欠采样的直接图像，以获得欠采样的散射信号。

[0182] 在该步骤35中，如果认为IF是检测到的正向图像，IL是检测到的侧向图像，则IOF是直接正向图像，如果没有散射、交叉散射或自散射，所述直接正向图像是可检测到的正向图像，以及IOL是直射侧向图像，如果没有散射、交叉散射或自散射，所述直接侧向图像是可检测到的侧向图像，然后得到以下方程式：

[0183] IF＝MFF IOF+MLF IOL

[0184] IL＝MLL IOL+MFL IOF

[0185] MFF表示来自正向源并在正向检测器上检测到的信号经历的转换的矩阵，MLF表示来自侧向源并在正向检测器上检测到的信号经历的转换的矩阵，MLL表示来自侧向源并在侧向检测器上检测到的信号经历的转换的矩阵。MFL，表示来自正向源并在侧向检测器上检测到的信号经历的转换的矩阵。

[0186] 通过这些方程，可获得方程式：I＝MscatterIO

[0187] 其中

[0188] 并且并且

[0189] 求解最后的方程式的一个优选方案是通过求解方程式来实施将给出的直接图像的直接去模糊化。

[0190] 但是，直接求解该最后的方程式将产生高水平的噪音放大，除了在显著欠采样情况下，在该显著欠采样情况下直接方法是优选的。在没有欠采样的情况下，优选使用改进的Richardson Lucy算法。Richardson Lucy算法与改进的Richardson Lucy算法之间的区别在于，Richardson Lucy算法(conv是卷积算子)用于求解方程式：d＝u conv P，这使用公式：

[0191] ut+1＝ut[(d/[utconv P])conv^P]，

[0192] 而改进的Richardson Lucy算法用于求解方程式：I＝MScatter IO，这使用公式：

[0193]

[0194] 在步骤36中，首先通过线性插值对散射信号进行过采样，对所得信号进行平滑处理，以得到过采样的散射图像，并且然后从整体图像中减去该过采样的散射图像，以得到过采样的直接图像。

[0195] 在步骤38中，或者还有下一个需处理的子图像，则流程转到步骤37，或者没有需处理的子图像，则流程转到步骤39。

[0196] 在步骤37中，通过返回到步骤33并将其应用到该下一个子图像来处理下一个子图像。

[0197] 在步骤39中，将所有子图像重新组合在一起，以恢复患者身体的矫正的正向和侧向图像。

[0198] 图7a和7b示意性地示出了在执行根据本发明第一实施例的患者器官放射线照相方法步骤时，子图像的俯视图和正向视图的示例。

[0199] 图7a表示患者身体的切片，例如患者腹部的切片，这里显示了患者身体切片表面40的其余部分中的脊椎41。

[0200] 图7b表示患者身体的正向图像，其中可见图7a所示的切片42的高度。该正向图像尤其显示了患者肋骨43和患者脊柱44等。

[0201] 当然，可将第一实施例方法调整为适于处理全分辨率矩阵。如前所述，使用欠采样矩阵效率更高，因为一方面结果仍然令人满意，以及另一方面其能将模拟时间减少约20倍以及能减少矫正计算。图8和图9示出了通过使用全分辨率矩阵，而不是欠采样矩阵，来使第一实施例适于第二实施例。

[0202] 图8示出了根据本发明的第二实施例的进行患者器官放射线照相方法的步骤的示例，使用了散射矩阵，并且散射信号与直接信号具有相同的采样率。

[0203] 由此，描述了散射矫正方法的不同且连续的步骤，其通过预先存在的矩阵来矫正正向视图和侧向视图上的给定像素行。

[0204] 在步骤50中，获得正向和侧向图像。

[0205] 在步骤51中，对正向和侧向图像进行去噪。

[0206] 在步骤52中，将这些正向和侧向图像中的每一个沿垂直轴分成几个子图像，其高度为约1cm，代表聚合图像的一些连续列。

[0207] 在步骤53中，对于每个子图像，找到预先确定的族内最近的基础椭圆的组合。

[0208] 在与基础椭圆的最近组合相对应的矩阵数据库中选择散射矩阵。这里，数据库包括散射矩阵，所述散射矩阵具有与正向和侧向原始图像相同的全分辨率，这与图6中的第一实施例相反，在图6中，与正向和侧向原始图像相比，这些散射矩阵为欠采样。族中的一个基本椭圆形与相关的子图像对应并且选择数据库中对应的散射矩阵，或者相关的子图像与族中数个椭圆的线性组合对应并且计算数据库中每个矩阵的线性组合，以给出相关的散射矩阵。一旦选择或计算了该散射矩阵，则能计算散射矩阵的逆矩阵。

[0209] 在步骤54和在步骤55中，通过直接使用逆散射矩阵或通过使用上文所述改进的Richardson-Lucy算法，可在给定整体图像和逆散射矩阵(或散射矩阵)的情况下，采用与整体图像相同的采样率，采用线性系统分解算法计算直接图像。这样，可以从整体图像中消除散射的影响，并且所获得的直接图像几乎没有散射，就像从整体图像中减去了该散射效果以得到了几乎没有散射、没有交叉散射、没有自散射的直接图像。

[0210] 在步骤57中，或者还有下一个需处理的子图像，流程转到步骤56，或者没有需处理的子图像，流程转到步骤58。

[0211] 在步骤56中，通过返回到步骤53和将其应用于下一个子图像来处理下一个子图像。

[0212] 在步骤58中，将所有子图像重新组合在一起，以恢复患者身体的矫正的正向和侧向图像。令人注意的是，使用子图像之间的重叠以减少处理后的子图像之间的边界中的潜在伪影。子图像的尺寸变大，这种重叠变得更加令人注意

[0213] 图9示出了，对于图像的所有像素，模拟的直接图像和模拟的整体图像和计算的直接图像之间的比较，矩阵表征为正向和侧向图像上接收到的信号，散射信号的采样率与直接信号的采样率相同。

[0214] 这里，患者身体由椭圆形水管模拟，其截面具有440mm和350mm的轴。具有60keV单色源，检测器高度为3.2mm，准直气隙为50mm。使用对于100μm的像素获得的散射矩阵来矫正检测器上接收到的代表100μm像素的信号，实际上具有相同的采样率。

[0215] 在第二实施例中使用的以矫正给定临床图像的方法与第一实施例中使用的方法相似，主要区别是采样率，一方面对于正向和侧向原始图像，另一方面对于散射矩阵，采样率相同。

[0216] 检测到的光子的数量表示为像素位置的函数，像素的编号为1至10000多一些，这里在第二实施例中为10278，与第一实施例相同。模拟的直接图像由曲线62表示，模拟的整体图像由曲线61表示，计算的直接图像由曲线63表示。

[0217] 在图9中，计算的直接信号在模拟的信号上重叠地很好，这通过小的均方根误差(RMSE<0.33％)证明。实际上，在图9中，曲线62和63重叠地很好。

[0218] 矩阵基底由一系列与临床相关尺寸的水椭圆形组成，在连续椭圆的轴尺寸之间有20mm的步长，水椭圆被置于不同的位置：-20°、0和20°的旋转步长和在两个方向中步长为
25mm的从-125到125mm的平移网格。将所得矩阵组合，以获得对于给定图像切片的最佳矩阵。最佳参数的选择是基于通过现实3D通用模型的模拟而获得的图像来自动进行的。

[0219] 这些步长选择为确保对于参考实例(即，使用水椭圆)的对数均方根误差小于5％的矫正。图10至12示出了这些近似结果。

[0220] 图10示出了对于图像的所有像素，模拟的直接图像和模拟的整体图像和计算的直接图像之间的比较，矩阵表征为正向和侧向图像上接收到的信号，与直接信号相比，散射信号为欠采样信号，用于对于在两个预定方向之间转动的患者特定模型的插值。

[0221] 这里，患者身体由椭圆形水管模拟，其截面具有440mm和350mm的轴。具有60keV单色源，检测器高度为3.2mm，准直气隙为50mm。使用对于2mm大的像素获得的散射矩阵来矫正检测器上的接收到的代表100μm像素的信号，实际上具有20的欠采样系数。在分别与0°角旋转的方向(患者朝向正向源)和20°角旋转的方向(患者相对于正向源旋转20°)对应的矩阵之间进行插值，以通过与对10°角旋转(患者相对于正向源旋转10°)的模拟相比来评估通过计算所得近似值的有效性。

[0222] 检测到的光子的数量表示为像素位置的函数，像素编号为1至10200。模拟的直接图像由曲线65表示，模拟的整体图像由曲线64表示，计算的直接图像由曲线66表示。

[0223] 在图10上，计算的直接信号在模拟地信号上重叠地很好，这通过小的均方根误差(RMSE

[0224] 图11示出了对于图像的所有像素，模拟的直接图像和模拟的整体图像和计算的直接图像之间的比较，矩阵表征为正向和侧向图像上接收到的信号，与直接信号相比，散射信号为欠采样信号，用于对于在四个预先确定方向之间平移的患者特定模型的插值。

[0225] 这里，患者身体由椭圆形水管模拟，其截面具有440mm和350mm的轴。具有60keV单色源，检测器高度为3.2mm，准直气隙为50mm。使用对于2mm大的像素获得的散射矩阵来矫正检测器上的接收到的代表100μm像素的信号，实际上具有20的欠采样系数。在分别与[25,-25]的位置(患者朝向正向源的后部移动25mm并且朝向侧向源的前部移动25mm)和[25,-50]的位置(患者朝向正向源的后部移动25mm并且朝向侧向源的前部移动50mm)和[50,-25]的位置(患者朝向正向源的后部移动50mm并且朝向侧向源的前部移动25mm)和[50,-50]的位置(患者朝向正向源的后部移动50mm并且朝向侧向源的前部移动50mm)对应的矩阵之间进行插值，以通过与Δx＝40mm和Δy＝-40mm位置(患者向正向源的后部移动40mm和向侧向源的前部移动40mm)的位置的模拟相比来评估通过计算获得的近似值的有效性。

[0226] 检测到的光子数量表示为像素位置的函数，像素范围为1至10200。模拟的直接图像由曲线69表示，模拟的整体图像由曲线67表示，计算的整体图像由曲线68表示。

[0227] 在图11中，计算的直接信号在模拟信号上重叠地很好，这通过小均方根误差(RMSE

[0228] 图12示出了对于图像所有像素，模拟的直接图像和模拟的整体图像和计算的直接图像之间的比较，矩阵表征为正向和侧向图像上接收到的信号，与直接信号相比，散射信号为欠采样信号，用于在两个预先确定椭圆大小之间的患者特定模型的中间尺寸。

[0229] 患者身体由椭圆形水管模拟，其截面具有420mm和310mm的轴，其不是包括在族中的椭圆。但是，在包括在族中的两个椭圆之间进行插值，所述两个椭圆分别是尺寸为420mm x290mm的椭圆(含义为具有420mm和290mm的轴的截面)和尺寸为400mm x 310mm的椭圆，以通过与对该插值的椭圆的模拟相比来评估通过计算获得的近似值的有效性。具有60keV单色源，检测器高度为3.2mm，准直气隙为50mm。使用对于2mm大的像素获得的散射矩阵来矫正检测器上的接收到的代表100μm像素的信号，实际上具有20的欠采样系数。

[0230] 检测到的光子数量表示为像素位置的函数，像素编号为1至10200。模拟的直接图像由曲线72表示，模拟的整体图像由曲线70表示，计算的直接图像由曲线71表示。

[0231] 在图12中，计算的直接信号在模拟信号上重叠地很好，这通过较小均方根误差(RMSE

[0232] 图13a、13b和13c示出了对于图像所有像素，用于确定辐射散射的辐射源的不同X射线光谱之间的比较，以评价用于确定辐射散射的辐射源的X射线光谱的最佳范围。

[0233] 这里，患者身体由椭圆形水管模拟，其截面具有440mm和350mm的轴。检测器高度为3.2mm，准直气隙为50mm。使用对于2mm大的像素获得的散射矩阵来矫正检测器上的接收到的代表100μm像素的信号，实际上具有20的欠采样系数。

[0234] 已经使用单色正向和侧向源分别计算了对于相同椭圆的数个散射矩阵，这些单色正向和侧向源具有不同的能量，即，50keV、60keV、70keV、80keV、90keV和100keV。

[0235] 模拟的直接图像由曲线78表示，模拟的整体图像由曲线79表示，计算的直接图像由曲线81表示(对于50keV能量的单色源)，计算的直接图像由曲线82表示(对于60keV能量的单色源)，计算的直接图像由曲线83表示(对于70keV能量的单色源)，计算的直接图像由曲线84表示(对于80keV能量的单色源)，计算的直接图像由曲线85表示(对于90keV能量的单色源)，计算的直接图像由曲线86表示(对于100keV能量的单色源)。可以看出，散射矩阵对用于计算该散射矩阵的单色源的能量水平的依赖性首先不是很强，以及第二会导致所有曲线81至86在模拟的直接图像的曲线78上重叠地很好，或者至少接近模拟的直接图像的曲线78。

[0236] 在图13a中，用于模拟原始图像的辐射源是具有95kV管电压和0.1mm 铜(Cu)附加过滤的多色源。

[0237] 在图13b中，用于模拟原始图像的辐射源是具有120kV管电压和0.1mm铜(Cu)附加过滤的多色源。

[0238] 在图13c中，示出了参考模拟的直接图像给出了对于每个矩阵计算的RMSE的表。从表中可以看出，对于具有95keVp管电压并且0.1mm铜过滤的多色源的第一种情况或者对于具有120keVp管电压并且0.1mm铜(Cu)过滤的多色源的第二种情况，对于用于计算散射矩阵的能量值为60keV的单色源具有最佳的低RMSE。根据本发明优选实施例，用于计算散射矩阵的单色源能量的最佳值将选择为60keV。

[0239] 图14a和14b示出了对于图像的所有像素，模拟的直接图像和模拟的整体图像和计算的直接图像之间的比较，矩阵表征为正向和侧向图像上接收到的信号，与直接信号相比，散射信号为欠采样信号，显示出了骨骼和气体夹杂物的影响。

[0240] 这里，患者身体由椭圆形水管模拟，其截面具有440mm和350mm的轴。具有60keV单色源，检测器高度为3.2mm，准直气隙为50mm。使用对于2mm大的像素获得的散射矩阵来矫正检测器上的接收到的代表100μm像素的信号，实际上具有20的欠采样系数。对患者模拟的模拟椭圆可均匀地包括水，并且如有需要，也可以用于矫正不仅包括水(或软组织)，也包括骨夹杂物和气泡的高度异质切片，以在计算的散射矩阵中提供更真实、更准确的结果。

[0241] 图14a中，可以看出，在椭圆形水管87内部，具有直径为50mm的骨夹杂物88和直径为25mm的气体夹杂物89。图14a示出了用于计算散射矩阵的模型的切片。可以看出，椭圆形管相对于正向检测器呈0°的取向。表示密度的比例尺位于图14a右侧。可以看出，椭圆形水管87的密度值约为1，而骨夹杂物88的密度值约为2，以及气体夹杂物89的密度值约为0。沿横坐标轴和纵坐标轴给出的值是相对于椭圆形水管87中心的距离，单位为mm。

[0242] 在图14b中，检测到的光子数量表示为像素位置函数，像素编号为1至10200。模拟的直接图像由曲线91表示，模拟的整体图像由曲线90表示，并且计算的直接图像由曲线92表示。计算的直接信号在模拟信号上重叠地很好，这通过较小均方根误差(RMSE<2.5％)证明。实际上，在图14b中，曲线91和92重叠地很好。

[0243] 图15a和15b示出了对于图像的所有像素，模拟的直接图像和模拟的整体图像和计算的整体图像之间的比较，矩阵表征为正向和侧向图像上接收到的信号，与直接信号相比，散射信号为欠采样信号，显示出了包括由脂肪组织包围的水柱的椭圆的更复杂结构的影响。

[0244] 这里，患者身体由椭圆形水管模拟，其截面具有440mm和350mm的轴。具有60keV单色源，检测器高度为3.2mm，准直气隙为50mm。使用对于2mm大的像素获得的散射矩阵来矫正检测器上的接收到的代表100μm像素的信号，实际上具有20的欠采样系数。对患者建模的模拟椭圆可均匀地包括水并且如有需要，也可以用于矫正不仅包括水(或新鲜的软组织)，也包括脂肪组织的外环(密度比水低)的某些异质的切片，以在计算的散射矩阵中提供更真实、更准确的结果，尤其是在肥胖患者的情况下。实际上，肥胖患者的脂肪水平很高，这里以由脂肪组织带包围的水柱来模拟。

[0245] 在图15a中，可以看出，椭圆形水管93由厚度约20mm的脂肪组织环94包围，从而给出超重或肥胖患者的非常真实的表征。图15a表示用于计算散射矩阵的模型的切片。可以看出，椭圆形管相对于正向检测器呈0°取向。表示密度的比例尺位于图15a右侧。可以看出，椭圆形水管93的密度值约为1，而脂肪组织的外环94的密度值约为0.9。沿横坐标轴和纵坐标轴给出的值是相对于椭圆形水管93中心的距离，单位为mm。

[0246] 在图15b中，检测到的光子数量表示为像素位置函数，像素编号为1至10200。模拟的直接图像由曲线96表示，模拟的整体图像由曲线95表示，并且计算的直接图像由曲线97表示。计算的直接信号在模拟信号上重叠地很好，这通过较小均方根误差(RMSE

[0247] 图16a、16b和16c示出了在不同点上，不同原始图像和不同已处理图像关于峰值信噪比的比较。

[0248] 根据本发明实施例的该减小散射的方法提高了图像品质，这将通过放置在400mm直径的水柱内的PHD 5000荧光模型证明，检测器高度为6.4mm，并且准直气隙50mm，多色源具有120kV管电压和0.1mm铜过滤。

[0249] 图16a给出了包括对比度点99的PHD 5000荧光模型的图片。

[0250] 图16b给出了模型98对比度点99的模拟图像。在图16b左侧，具有整体图像，包括直接信号和散射(自散射和交叉散射信号)，而在图16b右侧，具有去噪和矫正图像，从图中可见，与原始整体图像相比，在矫正图像上更容易检测到点99。

[0251] 图16c给出了对于编号为1到9的数个不同点99，数个不同图像的PSNR(峰值信噪比)，每个图像包括五种情况。图16c示出了针对每个点有数个条的直方图，每种情况一个条。该五种情况为：第一种情况，与原始单视图图像对应(包括直接和自散射信号)，由条101表示；第二种情况，与原始整体图像对应(包括直接、自散射和交叉散射信号)，由条102表示；第三种情况，与通过散射矩阵的矫正对应(以获得矫正的信号，所述信号为计算的直接信号)，由条103表示；第四种情况，与集成了通过双侧滤波器的去噪矫正和通过散射矩阵的矫正的双重矫正对应(以获得去噪和矫正的信号，所述信号为计算的直接信号)，由条104表示；第五种情况，与通过双侧滤波器的去噪矫正对应(以获得去噪的整体图像)，由条105表示。

[0252] 对整体图像(其中75％至90％为交叉散射或自散射)进行去噪和矫正。从图16c可以看出，这导致在九个点的每个点上的峰值信噪比的明显改进。峰值信噪比通过以下方程式给出：其中d＝216(图像的动态范围)，以及MSE(Iref，I)＝E((Iref-I)2)和Iref是模拟的直接信号，没有散射，E是预期值或平均值。

[0253] 与原始单视图图像对应并且由条101表示的第一种情况是非常令人满意的良好水平的参考。原始单视图图像没有交叉散射，但具有占散射总量约10-15％的自散射。与原始整体图像对应并且由条102表示的第二种情况是有待改善的不良水平的参考。与通过散射矩阵矫正对应并且由条103表示的第三种情况给出了显示该散射矩阵矫正效率如何的良好结果，因为条103几乎与条101一样高(良好水平的参考)，并且无论如何远远高于条102(不良水平的参考)。与集成通过双侧滤波器的去噪矫正和通过散射矩阵的矫正的双重矫正相对应并且由条104表示的第四种情况给出了非常好并且优化的水平，因为条104甚至比条101(良好水平的参考)更高，并且无论如何远远高于条102(不良水平的参考)。与仅通过双侧滤波器的去噪矫正对应并且由条105表示的第五种情况给出与原始整体图像(不良水平的参考)相似的结果，表明仅进行去噪是明显不够的，因为条105和102呈现出具有类似的相对高度。

[0254] 总结：“仅去噪”“不仅不足以改进原始整体图像品质，而且实际上几乎不会带来品质改进；仅“散射矩阵矫正”不仅有利于改进原始整体图像品质，而且与没有交叉散射的原始单视图图像的良好参考水平相距不远；“仅去噪”和“散射矩阵矫正”不仅非常有利于改进原始整体图像品质，而且一起能够获得甚至比没有交叉散射的原始单视图图像的良好参考水平更好的结果，从而表明“仅去噪”对原始图像品质的改进几乎没有作用，“去噪”与“散射矩阵矫正”的组合甚至比已经为良好的“仅散射矩阵矫正”有明显的改进。

[0255] 图17a，17b和17c示出了在不同患者特定模型上不同的原始图像和不同的已处理图像之间关于峰值信噪比的比较，其矩阵表征为正向和侧向图像上接收到的信号。

[0256] 在图17a中，瘦的人体模型107由水柱体106包围以增加散射信号。与图16a的点相比，图17a对应于更真实的情况模拟。瘦的人体模型107由第一水柱体106(500和370mm的轴)包围，并且然后由第二水柱体(440和310mm轴)包围，以迫使在原始图像中有高比例的散射，例如，这里原始图像中60％到90％信号归因于散射信号。

[0257] 这里，患者身体由围绕两个相同的瘦的模型107的两个不同的椭圆形水管106来连续模拟，第一椭圆形水管呈现出具有500mm和370mm轴的截面，第二椭圆形水管呈现出具有440mm和310mm轴的截面。具有60keV单色源，检测器高度为3.2mm，准直气隙为50mm。使用对于2mm大的像素获得的散射矩阵来矫正检测器上的接收到的代表100μm像素的信号，实际上具有20的欠采样系数。

[0258] 图17a表示用于计算散射矩阵的模型的切片(被椭圆形水管包围的瘦的人体模型)。可以看出，椭圆形管相对于正向检测器呈0°的取向。表示密度的比例尺位于图17a右侧。可以看出，椭圆形水管106的密度值约为1，而瘦的人体模型的密度值在1到2之间。沿横坐标轴和纵坐标轴给出的值是相对于椭圆形水管106中心的距离，单位为mm。

[0259] 图17b给出了对于上文所述的两个椭圆形水管106，数个不同图像的PSNR(峰值信噪比)，每个图像包括五种情况。图17b示出了具有数个条的直方图，每种情况一个条。该五种情况为：第一种情况，与原始整体图像对应(包括直接、自散射和交叉散射信号)，由条110表示；第二种情况，与通过双侧滤波器的去噪矫正对应(以获得去噪的整体图像)，由条111表示；第三种情况，与通过散射矩阵的矫正对应(以获得矫正信号，其为计算的直接信号)，由条112表示；第四种情况，与集成了通过双侧滤波器的去噪矫正和通过散射矩阵的矫正的双重矫正对应(以获得去噪和矫正的信号，其为计算的直接信号)，由条113表示；第五种情况，与原始单视图图像对应(包括直接和自散射信号)，由条114表示。

[0260] 现在，模拟肥胖患者，对于由轴500mm和370mm的椭圆形水管包围的瘦的人体模型，将与条110至114对应的不同情况相互比较。与原始单视图图像对应并且由条114表示的第五种情况是非常令人满意的良好水平的参考。原始单视图图像没有交叉散射，但具有占散射总量约10-15％的自散射。与原始整体图像对应并且由条110表示的第一种情况是有待改善的不良水平的参考。与通过散射矩阵矫正对应并且由条112表示的第三种情况给出了显示该散射矩阵矫正效率如何的良好结果，因为条112几乎与条114一样高(良好水平的参考)，并且无论如何远远高于条110(不良水平参的考)。与集成通过双侧滤波器的去噪矫正和通过散射矩阵的矫正的双重矫正相对应并且由条113表示的第四种情况给出了非常好并且优化的水平，因为条113甚至比条114(良好水平的参考)更高，并且无论如何远远高于条110(不良水平的参考)。与仅通过双侧滤波器的去噪矫正对应并且由条111表示的第二种情况给出与原始整体图像(不良水平的参考)相似的结果，表明仅进行去噪是明显不够的，因为条110和111呈现出具有类似的相对高度。

[0261] 总结，对于肥胖患者：“仅去噪”不仅不足以改进原始整体图像品质，而且实际上几乎不会带来品质改进；仅“散射矩阵矫正”不仅有利于改进原始整体图像品质，而且与没有交叉散射的原始单视图图像的良好参考水平相距不远；“仅去噪”和“散射矩阵矫正”不仅非常有利于改进原始整体图像品质，而且一起能够获得甚至比没有交叉散射的原始单视图图像的良好参考水平更好的结果，从而表明“仅去噪”对原始图像品质的改进几乎没有作用，“去噪”与“散射矩阵矫正”的组合甚至比已经为良好的“仅散射矩阵矫正”有明显的改进。

[0262] 现在，模拟超重患者，对于由轴440mm和310mm的椭圆形水管包围的瘦的人体模型，将与条110至114对应的不同情况相互比较。与原始单视图图像对应并且由条114表示的第五种情况，是非常令人满意的良好水平的参考。原始单视图图像没有交叉散射，但具有占散射总量约10-15％的自散射。与原始整体图像对应并且由条110表示的第一种情况是有待改善的不良水平的参考。与通过散射矩阵矫正对应并且由条112表示的第三种情况给出了矫正结果，因为条112几乎与条114一样高(良好水平的参考)，并且无论如何远远高于条110(不良水平的参考)。与集成通过双侧滤波器的去噪矫正和通过散射矩阵的矫正的双重矫正相对应并且由条113表示的第四种情况给出了非常好并且优化的水平，因为条113甚至比条114(良好水平的参考)更高，并且无论如何远远高于条110(不良水平的参考)。与仅通过双侧滤波器的去噪矫正对应并且由条111表示的第二种情况给出了在原始整体图像(不良水平的参考)上改进的结果，这以与仅通过散射矩阵实施矫正的改进类似的方式给出，因为条
111和112呈现出具有类似的相对高度。

[0263] 总结，对于超重患者：“仅去噪”正确地改善了图像品质；仅“散射矩阵矫正”对图像品质带来类似的改进；“仅去噪”和“散射矩阵矫正”不仅非常有利于改进原始整体图像品质，而且一起能够获得甚至比没有交叉散射的原始单视图图像的良好参考水平更好的结果。

[0264] 图17c给出了具有500mm和370mm的轴的椭圆形水管的模拟图像，与肥胖患者模拟对应，围绕瘦的人体模型。在图17c左侧，有整体图像，包括直接信号和散射(自散射和交叉散射信号)，而在图17c右侧，有去噪和矫正图像，在其中可以看见，与原始整体图像相比，在矫正图像上显著更容易检测不同的骨头(肋骨，脊柱等)。可以看出，散射是高度不对称的，与在患者左侧图像上相比，在患者右侧图像上增加的散射信号的大梯度更多。

[0265] 图18示出了根据本发明的第三实施例的进行患者器官放射线照相方法的步骤，将3D替身用于患者特定建模，以及与直接信号相比，散射信号为欠采样。

[0266] 在此描述了不同且连续的散射矫正方法的步骤，以通过预先存在的患者通用模型来矫正正向图和侧向图上的给定的像素行。优选地，这种预先确定的通用模型对所有患者是通用的。如果存在一组预定的通用模型，则存在有针对肥胖症患者选择最适合的通用模型的额外的初步步骤。

[0267] 在步骤120中，获得正向和侧向图像。

[0268] 在步骤121中，从所选择的通用模型和从这些原始正向和侧向图像获得3D(三维)化身。原始正向图像和侧向图像用于修改通用模型，使之与患者适应，以使得3D替身是患者形态的3D表征。

[0269] 在步骤122中，在该3D替身上模拟散射(包括交叉散射和优选自散射)的这种影响，其拍摄参数与用于制作原始正向图像和侧向图像的拍摄参数相同，分辨率较低以减少计算时间，以获得欠采样的正向和侧向图像，其分别代表了在正向图像和侧向图像上的散射影响。

[0270] 在替代步骤122中，在该3D替身上模拟散射(包括交叉散射和优选自散射)的这种影响，其拍摄参数与用于制作原始正向图像和侧向图像的拍摄参数相同，并且分辨率相同，以获得分别代表在正向图像和侧向图像上的散射影响的正向和侧向欠采样的散射图像，并且分辨率和采样率也正向和侧向原始图像的相同。然后，跳过步骤123。这在某种程度上更为精确，但以非常重要的计算时间增加为代价。替代步骤122是可能的，但不是优选的。

[0271] 在步骤123中，正向和侧向欠采样的散射图像通过线性插值而被过采样，并且对所得图像进行平滑处理，以得到正向和侧向过采样的散射图像，其现在具有与正向和侧向原始图像相同的采样率。

[0272] 在步骤124中，从正向和侧向原始图像中减去这些正向和侧向过采样的散射图像，所述原始图像为整体图像，即，包括直接信号以及散射信号的图像，从而得到正向和侧向的中间图像。

[0273] 在步骤125中，对这些正向和侧向中间图像进行去噪，以获得正向和侧向计算的直接图像。

[0274] 在步骤126中，可以显示或打印这些正向和侧向计算的直接图像。

[0275] 图19给出了具有500mm和370mm的轴的椭圆形水管的模拟图像，与肥胖患者模拟对应，围绕瘦的人体模型。在图19左侧，有整体图像，包括直接信号和散射(自散射和交叉散射信号)，而在图19右侧，有用于患者特定建模的3D替身的去噪和矫正图像，在其中可以看到，与在原始整体图像上相比，在矫正图像上检测不同的骨头(肋骨，脊柱等)显著更容易。

[0276] 通过第三实施例获得的PSNR与通过第一和第二实施例的散射矩阵的预定数据库获得的PSNR是类似的，第一实施例的实施性比第二实施例略低，但速度更快。因此，图像品质的改进是类似的。3D替身的使用首先允许摆脱大量矩阵的整个数据库，以及第二与预定的散射矩阵的数据库相比，对将图像品质改进的比例甚至更大，尤其是当3D替身将变得比现在更真实时。未来3D替身的开发仍会有一些进展。

[0277] 参照优选实施例对本发明进行了描述。但是，本发明范围内仍可有许多变体。

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患者器官放射线照相方法

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