本发明涉及例如医疗应用中的计算机X射线断层扫描领域。具 体而言，本发明涉及计算机X射线断层扫描装置、辐射探测器、计 算机X射线断层扫描装置中所关心的物体的检查方法以及用于检查 计算机X射线断层扫描装置中所关心的物体的计算机程序。

相干散射(CS)计算X射线断层扫描技术(CT)是基于相干散 射的X-射线光子的新型成像方法。相干散射CT系统包括用于照射物 体一层的X-射线管以及探测系统，X-射线管和探测系统都环绕在要 观测的病人或其它物体周围。探测系统可以是用于测量离面散射光子 的二维探测器，或是用于进行散射光子的能量分辨测量的位于距主光 子平面H处的单排探测器。通过所测得的投影数据，重构三维体积， 该三维体积由主散射面中的二空间维度(x，y)所限定。第三维度由 散射光子的动量传递q参数化。

然而，在过滤背投影重构之前，必须进行动量传递值q的插值估 算，这会导致成像质量降低并需要额外的计算资源。

因而需要改进对所关心物体的检查。

根据本发明的示例实施例，可以通过用于检查所关心的物体的计 算机X射线断层扫描装置满足上述的需求。该计算机X射线断层扫 描装置包括在旋转面旋转并向所关心的物体发射电磁辐射线的电磁 辐射旋转源、适用于检测具有第一能量间隔内的第一能量的从所述所 关心的物体的第一目标点相干散射的电磁辐射的第一探测元件、以及 适用于检测具有第二能量间隔内的第二能量的从所述所关心的物体 的第二目标点相干散射的电磁辐射的第二探测元件，其中，第一探测 元件被设置在距离旋转面为第一距离处，第二探测元件被设置在距离 旋转面为第二距离处，第一距离实质上等于第二距离，并且其中第一 能量间隔不同于第二能量间隔。

换句话说，探测器被设置为包括第一探测元件和第二探测元件， 它们位于与辐射源的旋转面平行的直线上并对不同的能量范围敏感。 因此，第一探测元件可以检测与第二探测元件不同能量的散射光子。

有利地，这将产生用于采用笛卡尔q-采样的包裹检查或医学应用 的能量分辨的相干散射计算机断面散射。

根据本发明的另一示例实施例，第一目标点和第二目标点位于与 电磁辐射线的中心射线垂直的直线上。

根据本发明的另一示例实施例，第一能量间隔是中心射线和从所 述源发射到所述第一目标点的射线间的第一扇形角的预定函数，其中 第二能量间隔是中心射线和从所述源发射到所述第二目标点的射线 间的第二扇形角的预定函数。

有利地，因为第一和第二能量间隔与第一和第二扇角的依赖关系 分别由函数预定，所以在所关心的物体的检查开始前，第一和第二探 测元件可以分别被调整使得它们对第一和第二能量间隔内的辐射能 量高度敏感。

根据本发明的另一示例实施例，计算机X射线断层扫描装置进 一步包括数据处理器，其中数据处理器适用于对每个探测元件在某一 能量进行线性采样的步骤，并施加所述束变为平行束形状的平行束的 重排(rebinning)，从而不需插值得到每个探测元件的所述探测辐射 的动量转移的等距采样。

因此，有利地，在平行-重排的探测平面上q的笛卡尔采样可以 在q方向上产生没有误差的结果。这在重构的空间中会提高分辨度。

根据本发明的另一示例实施例，第一探测元件和第二探测元件是 辐射探测器的一部分，其中辐射探测器是距离旋转面固定距离的中心 聚焦的单排能量分辨探测器和距离旋转面固定距离的平面单排能量 分辨探测器中的一种。

有利地，这会提高计算机断面装置的计算效率。

根据本发明的另一示例实施例，电磁辐射源是多色x射线源，其 中，源沿围绕所关心的物体的螺旋路径移动，而其中束具有扇形束形 状。

多色x射线源的应用将是有优势的，因为多色x射线易于产生和 提供高光子通量。

本发明的另一示例实施例提供可适用于作为相干散射计算机X 射线断层扫描装置的计算机断面扫面装置。

计算机X射线断层扫描装置可以配置为包括包裹检查装置、医 学应用装置、材料测试装置和材料科学分析装置组合中的一种。然而， 本发明的最优的应用领域可以是包裹检查和医学应用，因为本发明可 以提高空间分辨率，减小计算量并提高影像质量。本发明创造了可以 自动识别某些材料且如果需要可在危险材料存在时触发警报的高质 量自动系统。这样的检查系统采用了使用x射线辐射源的计算机X 射线断层扫描装置，用于将被通过所检查的包裹传递的或由所检查的 包裹散射的x射线发射到探测器，从而可以以能量分辨方式探测相干 散射辐射。

本发明进一步涉及辐射探测器，包括可适用于检测由电磁辐射源 发射并具有第一能量间隔内的第一能量的从所关心的物体的第一目 标点相干散射的电磁辐射，以及可适用于检测由电磁辐射源发射并具 有第二能量间隔内的第二能量的从所关心的物体的第二目标点相干 散射的电磁辐射，其中，第一探测元件和第二探测元件被设置在距离 源的旋转面相同距离处，并且其中第一能量间隔不同于第二能量间 隔。

有利地，这将提供改进的辐射探测器，从而获得改进的空间分辨 率和改进的影像质量。

根据本发明的另一示例实施例，公开在计算机X射线断层扫描 装置中对所关心的物体进行检查方法，该方法包括在旋转面旋转电磁 辐射源、从源向所关心的物体发射电磁辐射束、通过第一探测元件探 测具有第一能量间隔内的第一能量的从所关心的物体的第一目标点 相干散射的电磁辐射以及通过第二探测元件探测具有第二能量间隔 内的第二能量的从所关心的物体的第二目标点相干散射的电磁辐射 的步骤。第一探测元件被设置在距离旋转面第一距离处，第二探测元 件被设置在距离旋转面第二距离处，第一距离实质上等于第二距离， 而第一能量间隔不同于第二能量间隔。

本发明也涉及计算机程序，该计算机程序例如可以在诸如图像处 理器等处理器上被执行。这种计算机程序可以是诸如CT扫描系统的 一部分。根据本发明的示例实施例，计算机程序优选为可以被载入到 数据处理器的工作存储器中。数据处理器因此可以被配置用于执行本 发明方法的示例实施例。计算机程序可以采用诸如C++等任意适合的 程序语言编写，并可以被存储在诸如CD-ROM等计算机可读的介质 中。同时，计算机程序可以是在诸如万维网等网上可用的，它可以被 从万维网上下载到图像处理单元或处理器、或任何适合的计算机中。

本发明的一方面是提供一种能量分辨的单排探测器的非线性能 量排列，它可以在平行重排探测器上产生笛卡尔q采样。这将避免过 滤背投影重构前的q插值，从而获得改进的空间分辨率、减小的计算 量以及改进的图像质量。

本发明的以上定义的方面和其他方面通过下文说明的实施例的 实例将是显而易见的，并参考这些实施例的实例得以阐明。

以下将参考附图对本发明的示例实施例进行说明：

图1是根据本发明的计算机X射线断层扫描(CT)扫描仪的实 施例的示意简图；

图2是根据本发明示例实施例的CSCT采集形状的示意图；

图3是根据本发明示例实施例的在扇形束变为平行束重排后的 CSCT采集形状的示意图；

图4是根据本发明的方法的示例实施例的流程图；

图5是根据本发明的图像处理装置的示例实施例，该图像处理装 置被用于执行根据本发明的方法的示例实施例。

在不同的附图中，相似的或相同的部件采用相同的附图标记。

以下，参考图1，将对具有采用能量分辨的CSCT的计算机X射 线断层扫描装置进行说明。

参考该示例实施例，将对本发明在医学图像方面的应用进行说 明。然而，应该指出的是，本发明并不受限于在医学图像领域的应用， 而是可以被应用在诸如包裹检查等应用领域，用于在包裹的物品中检 查诸如爆炸物等危险物，或被应用在诸如材料测试等其它工业应用领 域。

在图1中所示的扫描仪是扇形束CT扫描仪。图1中所示的CT 扫描仪包括门架1，其可围绕旋转轴2旋转。门架1由马达3驱动。 附图标记4代表诸如x射线源等辐射源，根据本发明的一方面，它可 发射多色辐射束。

附图标记5代表孔径系统，该孔径系统将从辐射源发射的辐射束 变为锥形辐射束6。在发射锥形辐射束6后，辐射束可以被引导穿过 狭缝准直器(未在图1中示出)，用以形成入射到位于目标区域的物 体7的主扇形束。

扇形束6(它在图1中被放大显示，实际上如果沿路径没有散射 的话，它也许只会入射到探测元件的中间)现在被对准，使得它穿透 放置在门架1中间(即，在CSCT扫描仪的检查区域)的所关心物体 7，并入射到探测器8。从图1中可知，探测器8被设置在门架1上 与辐射源4相对的位置，使得探测器8的表面由扇形束6覆盖。图1 中所示的探测器8包括多个探测器元件。

在对所关心物体7进行扫描期间，辐射源4、孔径系统5和探测 器8在箭头16所示的方向上随着门架1旋转。为了使辐射源4、孔 径系统5和探测器8和门架1旋转，马达3与马达控制单元17相连， 马达控制单元17与计算单元18相连。

在扫描期间，辐射探测器8按预定时间间隔被采样。从辐射探测 器8读出的采样结果是如电数据的电信号，电信号将在下文被用作投 影。因此，所关心物体的完整扫描的整个数据组包括多个投影，其中 投影的数目相应于辐射探测器8被采样的时间间隔。多个投影也可一 起称作体积数据。此外，体积数据也可包括心电图数据。

在图1中，所关心物体放在传送带19上。在对所关心物体7扫 描期间，当门架1围绕病人7旋转时，运输带19沿与门架1的旋转 轴2平行的方向显示所关心物体7。据此，所关心物体7沿螺旋扫描 路径被扫描。传送带19在扫描期间也可停止。代替提供运输带19， 例如，在医学应用中，这里所关心物体7是病人，可以采用可移动的 桌子。然而，要指出的是，在所有的所描述的情况中，也可以进行环 形扫描，其中只由门架1围绕旋转轴2的旋转，而没有与旋转轴2平 行的方向上没有移动。

探测器8与计算单元18相连。计算单元18接收如从探测器8的 探测元件读出的探测结果，并基于读出结果确定扫描结果。探测器8 的探测元件可用于测量由所关心物体7引起的扇形束6的衰减，或在 某能量间隔内从所关心物体7的目标点对某一能量相干散射的x射线 的能量和强度。此外，计算单元18与马达控制单元17进行通信，以 协调门架1随马达3和20或随传送带19的移动。

计算单元18可用于从探测器8的读出结果重构图像。由计算单 元18产生的图像可通过接口22被输出到显示器(未在图1中示出) 上。

可由数据处理器实现的计算单元18可用于对每个探测元件在某 一能量上进行线性采样，并进行将束的平行束重排成平行束形状的应 用。根据本发明的一方面，这将在没有插值的情况下，在对每个探测 元件所探测的辐射的动量传递中获得等距的采样。

此外，从图1中可知，计算单元18可与扩音器21相连，用于例 如自动输出警报。

图2是根据本发明示例实施例的CSCT采集形状的示意图。图2 中所示的CSCT形状示出了单线中心聚焦探测器23，它可以是根据 本发明示例实施例的CSCT计算机X射线断层扫描装置的一部分， 在该CSCT计算机X射线断层扫描装置上可以执行根据本发明示例 实施例的方法。

如果采用了距离主束一定距离27的能量分辨的单排探测系统 23，在圆拱50(其中心在源4和旋转33中心间的中间)上目标点241、 242、243、244和245的散射角θ为扇角β的非线性函数。

根据本发明，这种效果可以通过将能量采样范围的上下限作为扇 角β的函数进行调整。在这些两个值间(这两个值在探测器排中元件 和元件间是不同的)，能量可以以线性方式被采样。随后的扇形束到 平行束的重排成为平行束形状可自动在新探测器上获得具有等距q 线的矩形探测器面。

该技术可以提高在CSCT重构中的空间分辨率，因为在和探测器 有关的能量排列时，执行了一次插值步骤。此外，计算效率获得提高， 因为在重构的预处理期间，不必进行一次插值。最后，包含等距q线 的矩形探测器形状导致CSCT重构的结果与标准的过滤背投影方法 相比具有改进的图像质量。

用于相干散射计算X射线断层扫描的过滤背投影重构的基本方 法已经在，U.van Stevendaal、J.-P.Schlomka、A.Harding和M.Grass等 在Med.Phys.30(9)(2003)pp.2465-2474的“A reconstruction algorithm for coherent scatter computer tomography based on filtered back-projection”中进行了说明，其在此通过参考并入。

本发明公开了在主束30外距离27处具有单排探测器的CSCT系 统，该系统可进行相干光子的能量进行分辨测量。由所测量的投影数 据，重构由主散射面30中的二维空间维度(x，y)定义的三维体积， 而且由散射光子的动量传递q对第三维度进行参数化。执行包括探测 元件36和37的能量分辨探测器行23的非线性能量排列，其可导致 自动在平行重排探测器31上产生笛卡尔q采样(见图3)。这将避免 在重构期间的q插值。

辐射的第一射线在所关心2的第一点244处以第一散射角被散射 到第一探测元件36，该辐射的第一射线是以中间射线26和从源4到 点244的射线间的第一扇形角从源4反射到所关心的第一点244的。 此外，从源4发射到第二目标点245(以第二扇角)的辐射的第二射 线从第二目标点245相干散射至第二探测元件37。

如果采用距旋转面30距离为27的能量分辨的中心聚焦单排探测 系统，目标点244、245的散射角θ随位于间隔[-β0；+β0]内的各个扇 角β改变，其根据下式：

$\Theta \left(\beta \right)=\arctan \left(\frac{H}{G-S\cos \left(\beta \right)}\right)---\left(1\right)$

其中，G和S分别是源到探测器和源到旋转中心的距离。动量转 移q与散射角和光子能量相关，根据下式：

$q=\frac{E}{\mathrm{hc}}\sin \left(\frac{\Theta \left(\beta \right)}{2}\right)---\left(2\right)$

E是光子能量，而h和c分别是普朗克常数和光速。

设q0是对固定距离H在+/-β0处所测量的散射角。Emax和Emin是 最大和最小能量，它们可用能量分辨探测器23进行探测。在最大扇 角β0处，最大可探测动量转移是：

$q_0=\frac{E_{\max }}{\mathrm{hc}}\sin \left(\frac{\Theta \left({\beta }_0\right)}{2}\right)---\left(3\right)$

这是对于该行的所有探测元件最大的可探测值。

在探测器上扇角βc＝0°的中心射线处，对于所有的探测元件，最 小的可探测动量转移为：

$q_c=\frac{E_{\min }}{\mathrm{hc}}\sin \left(\frac{\Theta \left({\beta }_c\right)}{2}\right)---\left(4\right)$

为了在改变扇角β时，对所有不同的探测元件获得q的固定采样， Emax和Emin必须被选作β的函数，根据下式：

$E_{\max }\left(\beta \right)=\frac{\mathrm{hc}{q}_0}{\sin \left(\frac{\Theta \left(\beta \right)}{2}\right)}---\left(5\right)$

以及

$E_{\min }\left(\beta \right)=\frac{\mathrm{hc}{q}_c}{\sin \left(\frac{\Theta \left(\beta \right)}{2}\right)}---\left(6\right)$

采用每个探测元件的最大和最小采样能量以及在能量范围中间 的线性采样，在平行重排的探测器面上对q的笛卡尔采样在q方向上 没有误差。这会在重构的体积中改进分辨率。

对平面单线能量分辨探测器，散射角Θ和扇形角β间的关系是：

$\Theta \left(\beta \right)=\arctan \left(\frac{H}{G-\mathrm{Sco}{s}^2\left(\beta \right)}\right)---\left(7\right)$

它建立了最小和最大可测量动量转移(见方程3、4)与探测元 件特定的能量边界的相应边界(见方程5、6)间的关系。对不同形 状的单线探测器，该技术也可被用于减小由于q方向上插值导致的损 耗和空间分辨率。

图3是根据本发明的示例实施例在扇形束变为平行束重排后的 CSCT采集形状的示意图。图3的左图是沿旋转轴29的截面图，右 图是垂直于旋转轴29的截面图。由于每个探测元件的可变能量排列， 它由扩展源4、41、42、43、44表示，因而可获得具有等距q线的矩 形探测器31。

电磁辐射的旋转源4在面30上旋转，并将电磁辐射束发送到目 标点241、242、243、244以及245，这些目标点现在配置在与旋转 轴29垂直的直线上。电磁辐射被目标点散射，继而被线性探测器31 的一部分的探测元件探测。在对每个探测元件在某一能量上进行线性 采样，并对束进行平行束重排变为平行束形状后，不需要额外的插值 估算就得到对每个探测元件所探测辐射的动量转移的等距采样。

图4是根据本发明的方法的示例实施例的流程图。该方法开始于 步骤S1，采集投影数据组合。这可以例如通过采用适合的CSCT扫 描系统进行或通过从存储器将投影数据读出。在那之后，在步骤S2， 具有第一能量间隔内的能量的从所关心物体的第一目标点相干散射 的电磁辐射由第一探测元件探测。在同时、或之前、或在那之后，具 有第二能量间隔内的能量的从所关心物体的第二目标点相干散射的 电磁辐射由第二探测元件探测。第一和第二探测元件被设置在距离旋 转源的旋转平面相同距离处，并用于中心聚焦的能量分辨探测器或平 面单排能量分辨探测器中的一种。第一能量间隔不同于第二能量间 隔。第一和第二能量间隔都对应于各自的扇形角，并由中间射线和从 源到各个目标点发射的射线间的各个扇形角的预定函数确定。

第一目标点和第二目标点位于与电磁辐射的束的中间射线垂直 的直线上。

在进一步的步骤中，对每个探测元件在某一能量上进行线性采 样，并将束的平行束重排为平行束形状，从而不需插值得到每个探测 元件在所探测的辐射的动量转移中的等距采样。

图5是根据本发明的图像处理装置的示例实施例的示意图，该图 像处理装置被用于执行根据本发明中的方法的示例实施例。图5中的 数据处理装置包括中央处理单元(CPU)或图像处理器151，该图像 处理器151与用于存储代表所关心物体的图像的存储器152相连。数 据处理器151可与多个输入/输出网络或诊断装置相连，诸如CSCT 装置。数据处理器可以进一步与例如计算机监视器等显示装置154相 连，用于显示在数据处理器151中计算或调整的信息或图像。操作员 或用户可以通过键盘155和/或其它输出装置(未在图5中示出)与 数据处理器151交互。

不仅如此，通过总线系统153，也可以将图形处理和控制处理器 151与例如动作监视器相连，该动作监视器用于监测所关心物体的运 动。如果例如成像病人的肺，动作探测器可以是呼气探测器。如果成 像心脏，动作探测器可以是心电图仪。

要指出的是，术语“包括”并不排除其它的元件或步骤，而“一”也 并不排除复数个，单个处理器或系统可以具有权利要求中所述的几个 方法的功能。同时，参考不同实施例描述的元件也可以组合。

要指出的是，权利要求中所示的任何参考标记不应被看作限制权 利要求的范围。