低輻射劑量ct重建方法的研究

1、分類號：密級:u d c:編號:工學(xué)碩士學(xué)位論文低輻射劑量ct重建方法的研究碩士研究生：土行中指導(dǎo)教師：馬惠珠教授學(xué)科、專業(yè)：通信與信息系統(tǒng)論文主審人：王桐副教授哈爾濱工程大學(xué)2013年3月分類號：密級：u d c :編號：工學(xué)碩士學(xué)位論文低輻射劑量ct重建方法的研究碩士研究生：王行小 指導(dǎo)教師：馬惠珠教授學(xué)位級別：工學(xué)碩士學(xué)科、專業(yè)：通信與信息系統(tǒng)所在單位：信息與通信工程學(xué)院論文提交日期：2013年3月論文答辯日期:2013年3月學(xué)位授予單位：哈爾濱工程大學(xué)classified index:u. d. c:a dissertation for the degree of m. engrese

2、arch on low radiation dose ctreconstruct ioncandidatc: wang hangzhongsupervisor: prof. ma huizhuacademic degree applied for: master of engineeringspecialty: communication and information systemdate of submission: mar. 2013date of oral examination: mar. 2013university: harbin engineering university哈爾

3、濱工程大學(xué)學(xué)位論文原創(chuàng)性聲明本人鄭重聲明:本論文的所有工作,是在導(dǎo)師的指導(dǎo)下，由作者本人獨立完成 的。有關(guān)觀點、方法、數(shù)據(jù)和文獻的引用已在文屮指出，并與參考文獻相對 應(yīng)。除文中已注明引用的內(nèi)容外，本論文不包含任何其它個人或集體已經(jīng)公開發(fā)表的作品 成果。對本文的研究做出重要貢獻的個人和集體，均已在文中以明確方式標(biāo)明。本人完 全意識到本聲明的法律結(jié)果由木人承擔(dān)。作者（簽字）：日期:年 月 日哈爾濱工程大學(xué)位論文授權(quán)使用聲明本人完全了解學(xué)校保護知識產(chǎn)權(quán)的有關(guān)規(guī)定，即研究生在校攻讀學(xué)位期間 論文工作的知識產(chǎn)權(quán)屬丁哈爾濱工程大學(xué)。哈爾濱工程大學(xué)有權(quán)保留并向國家有關(guān) 部門或機構(gòu)送交論文的復(fù)卬件。木人允許哈

4、爾濱工程大學(xué)將論文的部分或全部內(nèi)容編入 有關(guān)數(shù)據(jù)庫進行檢索，可采用影印、縮印或掃描等復(fù)制手段保存和匯編本學(xué)位論文，可 以公布論文的全部內(nèi)容。同時本人保證畢業(yè)后結(jié)合學(xué)位論文研究課題再撰寫的論文一律 注明作者第一署名單位為哈爾濱工程大學(xué)。涉密學(xué)位論文待解密后適用本聲明。本論文（在授予學(xué)位后即可 在授予學(xué)位12個月后 解密后）由哈 爾濱工程大學(xué)送交有關(guān)部門進行保存、匯編等。作者（簽字）：導(dǎo)師（簽字）：口期:年 月口年 月 口低輻射 劑 量ct重建方法的研究 摘要自ct成像技術(shù)誕生以來,經(jīng)過幾十年的發(fā)展,ct掃描速度更快、重建時 間更短，這促進了ct在臨床上的應(yīng)用，但ct檢查帶來的輻射劑量也在日益增加

5、。 目前,人們對ct輻射劑量對人體可能造成的潛在危害問題越來越重視。許多ct研究人員、制造商和臨床操作人員為降低ct輻射劑量問題付岀了巨大的努力。通過降低 管屯流強度（低劑量ct ）和減少采樣的次數(shù)（稀疏角度ct ），能夠?qū)崿F(xiàn)降低輻射劑量。 但這樣破壞了投影數(shù)據(jù)的完備性，由傳統(tǒng)重建算法直接重建出的圖像質(zhì)量會嚴重退化。 因此，如何在降低輻射劑量的同時保證重建圖像的質(zhì)量成為近年來ct研究的一個熱 點。本文主要研究針對兩種降低ct輻射劑量方式的重建算法，主要工作如下：第一，基于小波域組合去噪的低劑量ct重建方法。低劑量ct投影數(shù)據(jù) 屮含有較強的噪聲，會使重建的圖像嚴重退化。因此需耍對投影數(shù)據(jù)中的噪聲

6、有效 地濾除，同時盡可能多地 保護圖像細節(jié)特征，為此木文 提出了小波域組合去噪算法。 該算法根據(jù)分析得到的小波域屮低劑量ct投影數(shù)據(jù)的噪聲統(tǒng)計特性，采用lawml去噪 算法濾除噪聲，并依據(jù)得到的投影數(shù)據(jù)的估計來設(shè)計經(jīng)驗wiener濾波器，對原始低劑 量ct投影數(shù)據(jù)濾波，實現(xiàn)組合去噪。濾波后的投影數(shù)據(jù)用傳統(tǒng)的fbp算法就可以重建出 清晰的ct圖像。仿真結(jié)果表明，組合去噪算法壓制噪聲能力得到提高、能夠保留更多圖像細 節(jié)特征。第二，基于壓縮感知的稀疏角度ct重建方法。針對稀疏角度ct的迭代 重建算法耗時較長的缺點，將醫(yī)學(xué)圖像梯度稀疏的性質(zhì)引入到迭代重建算法中，加 快其收斂速度，只需20個角度的投影數(shù)

7、據(jù)即可精確的重建岀圖像。針對單一方式降低輻 射劑量能力有限的缺點，結(jié)合低劑量ct和稀疏角度ct重建方法提出了稀疏角度低劑 量ct重建方法，能夠從60個角度的低劑量ct投影數(shù)據(jù)中重建出清晰的圖像，大 大的降低了ct輻射劑量。關(guān)鍵詞：低劑量ct;稀疏角度ct;小波變換;壓縮感知；圖像去噪低輻射 劑量ct重建方法的研究abstractsince the birth of computed tomography ct imaging technology, afterdecades ofdevclopmcnt, the ct scanning speed is faster and the recon

8、struetiontime is shorter, whichpromote ct in clin ical applicati ons, but the ct radiati on dose isalso increasing. nowadayspeople pay more and more attention to the potential hazards of thehuman body caused by ctradiation dose. tn order to reduce ct radiation dose, many ctresearchers, manufacturers

9、 andclinical operations staff had made great efforts. lowering the tubecurrent intensity low-dosect and reducing the number of samples sparse angle ct are applied,both of whichdamage projection data completeness and lead to serious degradationof the quality of thereconstructed image by traditional r

10、econstruetion algorithmdirectly- therefore, how tominimize x-ray exposure to patients whi 1 e ensuring the quality ofthe reconstmeted image hasbecome a hotspot in the research of ct. the recons true tionalgorithms of low-dose ct imageand sparse angular ct image are mainly studied in this thesis as f

11、ol1ows:1 low-dose ct reconstmetion based on combination denoising inwavelet domainlow-dose ct projection data containing stronger noise, willlead to degradation of imagereconstruction. therefore the noise in the projection data should beeffectively filtered, and atthe same time it is need to protect

12、 the image detail features asmuch as possible, to solve thisproblem, combination denoising algorithm in wavelet domain isproposed. according to thean cilysis noise statistical characteris tics of low-dose ctprojection data in wavelet domain,using la wml deno isi ng algorithm to f i 1 ter no ise, and

13、 according to the estimation ofprojection data to design experience wiener filter for the originallow-dose ct projection deltafiltering, realizes the combination denoising. the filteredprojection data can reconstruct theclear ct images by using the traditional fbp algorithm. simulationresults show t

14、hat thedenoising algorithm, combination of suppressing noise ability isimproved, can preserve moreimage detail characteristics2 sparse angle ct reconstruction basedon compressed sensing. for thetime-consuming disadvantages of iterative reconstruction algorithmfor sparse emgle ct,medical image gradie

15、nt sparse nature is introduced to accelerate thespeed of convergeneewhich only needs 20 angle projection data to accurately reconstructimage. to deal with thelimited capacity of reducing the radiation dose, a sparse angle andlow-dose ct哈爾濱工程大學(xué)碩士學(xué)位論文reconstmetion method, combined with low-dose ct and

16、 sparse angle ctreconstructionmethod, is proposed to reconstruct a clear image from 60 angle oflow-dose ct projectiondata, greatly reduce the ct radiation dosekey words: low-dose ct; sparse angular ct; wavelet transform;compressive sensing; imagedenoising低輻射劑量ct重建方法的研究目錄第1章緒論11.1低輻射劑量ct研究的背景及意義11.2低

17、輻射劑量ct研究的現(xiàn)狀31.3課題的研究內(nèi)容和結(jié)構(gòu)安排.5第2章ct成像基本理論.72.1 x射線簡介72.1. 1 x射線的產(chǎn)生72.1.2 x射線與物質(zhì)的相互作用.82.2 ct簡介8112. 1 ct發(fā)展的歷史.82.2.2 ct的系統(tǒng)結(jié)構(gòu)122.3常用重建算法143. 1 fbp重建算法.143. 2迭代重建算法.164成像質(zhì)量評價方法182.5計算機仿真196本章小結(jié).20第3章基于小波域組合去噪的低劑量ct重建方法211小波變換.211. 1小波變換簡介.211.2連續(xù)小波變換.221.3離散小波變換.23121.4多分辨率分析.243.2小波域圖像去噪方法27小波閾值去噪.273

18、.2.2基于貝葉估計斯理論的小波域去噪.293.2. 3小波域wiener濾波313.3低劑量ct投影數(shù)據(jù)噪聲特性323.3.1低劑量ct投影數(shù)據(jù)噪聲模型.32哈爾濱工程大學(xué)碩士學(xué)位論3.3. 2小波域低劑量ct投影數(shù)據(jù)噪聲分析.333.4基于小波域口適應(yīng)組合去噪的低劑量ct重建算法353. 4. 1小波域自適應(yīng)組合去噪法的步驟363. 4. 2實驗結(jié)果及分析375木章小結(jié).39第4章基于壓縮感知的稀疏角度ct重建方法.401壓縮感知理論404.1. 1壓縮感知理論簡介404.1. 2信號的稀疏表示414.1.3觀測矩陣的設(shè)計424.1.4信號重構(gòu)算法.434.2基于壓縮感知和迭代算法的ct圖

19、像重建434.2.1壓縮感知用于ct重建的可行性43132. 2基于壓縮感知和art算法的重建算法.442. 3實驗結(jié)果及分析474.3稀疏角度低劑量ct重建方法504.4本章小結(jié).51結(jié)論53參考文獻54攻讀碩士學(xué)位期間發(fā)表的論文和取得的科研成果59致謝60第1章緒論第1章緒論1. 1低輻射劑量ct研究的背景及意義ctcomputed tomograph ,計算機斷層成像，斷層成像顧名思義就是耍得到 一個物1體內(nèi)部的截面圖像。在醫(yī)學(xué)中常用的x射線ct的原理是：對x射線透 射患者身休后剩余的x射線強度進 行測量，然后用測量值來估算患者體內(nèi)的截面圖像。ct圖像能夠清晰和準(zhǔn)確的顯示多重類型的組織如

20、：肺、骨骼、軟組織和血管等，這 是傳統(tǒng)的x射線檢查是無法做到的。目前,x射線ct廣泛的應(yīng)用于現(xiàn)代醫(yī)學(xué)診斷和外科 手術(shù)。盡管ct能夠為醫(yī)生提供有價值的診斷影像，但在ct檢查屮x射線會 對病人造成2輻射傷害。人們在感謝ct為人類健康做出巨大貢獻的同時，越來越多的 人開始擔(dān)憂ct輻射帶來的潛在傷害。雖然x光具有很高的能量，可以穿透人體，但是并不是所有進入人體的 光子都能透射人體。有一些光子在人體內(nèi)發(fā)生了散射，從而改變了傳播方向，如圖1.1所示，同時光子的能量也有所降低。當(dāng)x光發(fā)生散射時，x光的光子與病人體內(nèi)的 電子發(fā)生作用，光了把它部分的能量傳遞給了電了，使電了獲得足夠的能量得以脫離原軌 道成為自由

21、電子。這個x光光子損失了能量，沿著一個偏折的方向繼續(xù)前行。圖1 1康普頓散射示意圖述有一些光子在人體內(nèi)由于光電效應(yīng)而完全消失，如圖1.2所示。它們的 能量就留在人體內(nèi)部了。在光電效應(yīng)過程中x光光子的能量全部由病人體內(nèi)的原 子所吸收，被吸收的能量把電子從原子中彈射出去。1哈爾濱 工程 大學(xué) 碩士學(xué)位 論文圖1 2光電效應(yīng)示意圖x光把能量消耗在人體內(nèi)并不是一件好事。若 劑量太大，這些能量足以對dna造4成傷害。在能量轉(zhuǎn)移時x射線能把人體內(nèi)的細胞電離產(chǎn)生自由離子對, 這些自由離子對和人體內(nèi)的其它化學(xué)物質(zhì)發(fā)生反應(yīng)，從而造成對身體的傷害。另外,x射線還能撞擊和破壞分子鍵，例如dna內(nèi)的分子鍵，這將 會導(dǎo)

22、致dxa變異發(fā)生癌變，直接對人體造成傷害。英國癌癥研究中心對英國、日本等14個發(fā)達國家的一項研究報告 表明，一個人從出生到活至75歲時，因為x射 線輻 射累積造成的傷害患癌癥的風(fēng)險率大約在0.6%1.8% z間，以英國為垠低，而日木為最 高。據(jù)估計，2006年美國約有6200萬人次進行了ct掃描，而在1980年僅為300萬 人次, 這說明每年接受ct檢查的人數(shù)在快速的增長,ct檢查帶來的輻射劑量也日益增加。述有 許多研究都表明：x射線的輻射傷害正在逐漸增加。許多科學(xué) 刊物、會議論文、報紙都報道了ct輻射對人體的潛在危害。目前人們對x射線輻射傷害關(guān)注越來越多。 包括美國ge公司、日木toshib

23、a和荷蘭philips等在內(nèi)的ct設(shè)備廠家都在研究和 發(fā)展低輻射劑量ct技術(shù)，以降低對病人的輻射傷害。5劑量是對物質(zhì)小存在的總的電離輻射能量的描述。劑量受輻射類型和物質(zhì) 木身特性的影響。吸收劑量，用來描述物質(zhì)吸收的輻射能量大小，以gra ( y gy)或rad (radiatiomabsorbed dose )為單位。等效劑量，用來比較物體吸收的輻射的差異性， 以sievert (sv)或rem (rontgen equivalent man)為單位，主耍用丁描述人體組織吸收劑 量的輻射傷害。接受一次ct掃描對人體帶來的輻射劑量一般在lomsv以下，表1. 1列 出了不同的6,7醫(yī)學(xué)x射線檢查

24、對病人帶來的輻射劑量。當(dāng)輻射劑量達到lsv時，受輻 射者患癌癥的概率會大大的提高。當(dāng)輻射劑量達到10sv時,對人體造成的傷害是致命, 立即會使2第1章緒論人患病和死亡。表1 1醫(yī)學(xué)x射線檢查中病人所受的輻射劑量掃描類型劑量(msv )x光照片：胸部0 050. ix光照片：頭蓋骨0.廣0.2x光照片：腹腔0.40 7ct掃描：腦部廣2ct掃描：胸部510ct掃描：腹腔4121.2低輻射劑量ct研究的現(xiàn)狀降低ct輻射劑量是一項綜合性的系統(tǒng)工程，包括帔件設(shè)備的改進和控制、 圖像重建算法及軟件的革新，以及掃描方案的優(yōu)化和相關(guān) 從業(yè)人員的培訓(xùn)與觀念的建立。ct設(shè)備商家和研究人員提出許多策略來降低ct檢

25、杳中的輻射劑量，這些策略 按降低輻射劑量的階段可分為兩種：數(shù)據(jù)采集階段降低輻射劑量和圖像重建階段降低 輻射劑量。下而我們分別介紹這兩種策略。數(shù)據(jù)采集階段降低輻射劑量的技術(shù)主要是指通過提高ct部件的性能，以 達到降低輻射劑量的目的。探測器是ct掃描系統(tǒng)的關(guān)鍵部件，作用是把x射線的 強度轉(zhuǎn)換為屯信號。探測器的光子檢出率越高，所需入射x射線的強度越低，病人的輻 射劑量則隨z降低。ge公司在其新推出的探測器中加入了寶石分子結(jié)構(gòu)材料，利用其純度 高、通透性強、光屯轉(zhuǎn)換效率高、更穩(wěn)定等優(yōu)點。據(jù)稱，該探測器在降低輻射劑 量方而更勝一籌。準(zhǔn)直器具有限定掃描層厚和遮插無用射線的作用，也是影響輻射劑量的重要ct部

26、件。西門子等公司開發(fā)的z軸動態(tài)準(zhǔn)直器系統(tǒng)，可以屏蔽“過掃描”的無效線束，可降低4%55%的輻射劑量。另外,ge公司推出的新型ct機可以根據(jù)掃描視 野的大小自動9選配濾波器，更大效率的降低輻射劑量。基于人體解剖衰減特性的差異, 自動曝光控制系統(tǒng)在滿足診斷耍求的前提下，最人化地實現(xiàn)降低輻射劑量，并保證圖 像質(zhì)量的一致性?？倆,兒大ct制 造商采取了一系列的劑量調(diào)控技術(shù)，實現(xiàn)了個體化使 用最優(yōu)掃描10參數(shù)的目的，受檢者的輻射劑量降低了20%50%。圖像重建階段的低輻射劑量技術(shù)是指在圖像重建小發(fā)展新重建算法，降低 對采樣數(shù)據(jù)完備性的要求。相對于目前常用的fbp算 法，迭代重建算法具有較大 的優(yōu)勢，可以

27、精確模擬掃描幾何學(xué)，更好的抑制圖像中的噪聲，能處理不完整采樣數(shù)據(jù)和欠 采樣數(shù)據(jù)，3哈爾濱工程大學(xué)碩士學(xué)位論文從而減少圖像重建所需的投影數(shù)據(jù)。i大i此，基 于以上優(yōu)勢迭代重建算法能 夠在降低輻射劑量方面發(fā)揮更大的作用。但由于迭代重建算法計算復(fù)雜，重建耗時較長, 阻礙了其在實際中的應(yīng)用。11低劑量ct是指降低管電流強度掃描的ct。低劑量ct的概念是由naidch等在20世紀90年代提出的。因為輻射劑量和球管屮電流強度呈線性關(guān)系， 在降低管電流強度時，輻射劑量也會降低，但這樣采集到的投影數(shù)據(jù)的信噪比降低，重建 得到的圖像中含有較強的噪聲，圖像質(zhì)量下降，影響醫(yī)生判讀。因此，有效壓制低劑量ct圖像屮的噪

28、聲和偽影是低劑量ct能否在臨床應(yīng)用中的關(guān)鍵?？谇?低劑量ct已經(jīng)在臨床上得到了初步應(yīng)用，例如肺癌的篩查等。在臨 床應(yīng)用中低劑量ct是通過降低發(fā)射電流的強度來實現(xiàn)的。目前解決低劑量ct圖像屮的噪聲問題的策略按去噪原理來分有三類。第一類策略是把ct重建出的圖像或者ct投影圖像視為一副自然的圖像, 然后根據(jù)傳統(tǒng)的濾波算法去噪。這類方法在空間域或者小波域?qū)D像進行濾波降 噪。如hsiech在1998年提出的atm算法,atm算法是基于投影數(shù)據(jù)局部統(tǒng)計對投影圖 像進行自適12 13應(yīng)去噪。li ke等在2010年提岀了多尺度維納濾 波算法,該算 法把ct重建的圖像視為一副自然圖像，對重建的圖像進行多級小

29、波分解，在各級對圖像去噪, 利用小波多分辨率的特征，實現(xiàn)對重建圖像的去噪。這類去噪算法最人的優(yōu)點是可以 利用口前成熟的經(jīng)典去噪算法來抑制ct圖像或者投影圖像中的噪聲。但是由于低劑量ct投影數(shù)據(jù)具有其特有的統(tǒng)計特性，使得這類去噪策略的濾波效果較差，難以滿足臨 床診斷的應(yīng)用，因此此類算法在低劑量ct小應(yīng)用較少。第二類策略是基于低劑量ct投影數(shù)據(jù)中噪聲的統(tǒng)計特性的去噪方法。對ct投影圖像屮的噪聲進行壓制，然后對去噪后的投影數(shù)據(jù)進行重建，從而得到高 質(zhì)量的重建圖14像。2001年lu hongbing等對低劑量ct進行重復(fù)掃描實驗，并對得到 的投影數(shù)據(jù)進行統(tǒng)計分析，得出如下結(jié)論：由低劑量ct掃描得到的

30、投影數(shù)據(jù)（經(jīng)系統(tǒng)校準(zhǔn)和對數(shù)變換后的投影數(shù)據(jù)）中的噪聲服從一種菲平穩(wěn)高斯分布，其均值和方差的關(guān) 系符合非線性15關(guān)系。在2004年,li tianfang等對這一噪聲方并模型進一步完善，給出 了方差和均值關(guān)系的非線性解析公式，并在此非線性關(guān)系解析 公式基礎(chǔ)上提出一種非線性去噪算法，去噪效果有很大的提高。wang jing等基于該噪聲模型提出了一種采 用pwls算法16（懲罰加權(quán)最小均方誤差算法）對投影圖像去噪，取得了較好的效果。2008年，wang17jing等將pwls算法擴展到小波域，使濾波z后圖像的質(zhì)量有較大的提 高。第三類策略是基于統(tǒng)計迭代重建算法,利用代價函數(shù)對投影數(shù)據(jù)的噪聲特 性建模

31、，4第1章緒論然后在低劑量ct重建圖像域中采用迭代算法對代價函數(shù)進行優(yōu)化，從而 估計出重建的ct圖像。如wang jing等提出一種采用先驗?zāi)Ｐ蛯t重建圖像建模,該先驗?zāi)Ｐ湍軌?8保持邊界特性，采用最大后驗概率估計(map )法迭代重建出圖像，取得 了較好的去19噪效果。近 年來，一個熱門的研究課題是最小化總變分(tv)的降噪算法。 這類算法在壓制噪聲的同吋還能夠?qū)D像的邊緣很好的保 護。但是這類算法的缺點是計算復(fù)雜，計算量高，且需要多次迭代，實時性較弄，難于滿足臨床的應(yīng)用。隨 著計算機硬件技術(shù)的發(fā)展,這類算法的缺點得以彌補。在ct掃描階段降低輻射劑量的另一種方式是通過減少采樣的角度，采用

32、稀疏角度采樣的方式獲得投影數(shù)據(jù)。稀疏角度掃描的ct稱z為稀疏角度ct o但當(dāng) 采樣數(shù)據(jù)不足時，重建的圖像屮會存在很強的噪聲和偽影，圖像的分辨率和清晰度 也會極大的降低。隨著計算機硬件技術(shù)的發(fā)展，一些復(fù)朵的重建時間較長的算法可以快速和 實時的實現(xiàn)，得以在臨床中應(yīng)用。傳統(tǒng)的重建算法對數(shù)據(jù)完備性要求較高，通常需要1000以上個角度的投影數(shù)據(jù)才能重建岀較好的圖像。當(dāng)投影數(shù)據(jù)減少時，重建圖像的質(zhì)量急劇下降。顯 然傳統(tǒng)的重建算法在而對稀疏角度ct時是無效的。對于稀疏角度ct通常采用迭代算法 重建圖像。過去迭代算法因其計算復(fù)雜，重建圖像耗時較長，限制了在實際中的應(yīng)用。 隨著計算機運算速度的提高，迭代垂建算法

33、耗時較長的缺點有望得到解決。目前在降低ct輻射劑量的問題上迭代算法被寄予了厚望。迭代算法也成為了目前研究的一個熱 點。針對迭代重建算法的缺點人們做了很多努力，如elble等人在gpu上實現(xiàn)迭代算法 的并行運算。55, 56張順利等提hi r-種快速網(wǎng)格遍丿力法快速求解系統(tǒng)矩陣osidky等率先將 壓縮感知引入到ct重建屮，利用 較少的投影數(shù)據(jù)就能精確的重建出圖像,在算法 中引入總變差調(diào)整，加快了算法的收斂速度。1.3課題的研究內(nèi)容和結(jié)構(gòu)安排在ct數(shù)據(jù)采集階段可以采用兩種方法降低ct輻射劑量，一種是降低管電 流的強度。另一種方法是采用稀疏采樣方式，縮短曝光時間以降低輻射劑量。本 課題分別針對這兩

34、種方法進行了相關(guān)的研究。本論文的章節(jié)安排如下：第1章緒論。首先介紹了低輻射劑量ct的研究背景及意義，然后對國 內(nèi)外的研究現(xiàn)狀進行了分析，最后是課題的研究內(nèi)容及工作安排。第2章ct成像基本理論。首先，介紹了ct成像的基木原理,ct的發(fā)展 歷史和5哈爾濱工程大學(xué)碩士學(xué)位論文系統(tǒng)結(jié)構(gòu)。然后，介紹了目前常用的ct重建算法。最后介紹了成像質(zhì)量 的評價方法和計算機仿真模型。第3章基于小波域組合去噪的低劑量ct重建方法。首先介紹了小波變 換的原理和小波域圖像去噪的方法。然后闡述了低劑量ct投影數(shù)據(jù)的噪聲模型并在小 波域?qū)υ肼暦治觥Ｗ詈蠼Y(jié)合小波域噪聲分析的結(jié)果實現(xiàn)基于小波域自適應(yīng)組合去噪的 低劑量ct重建。第

35、4章 基于壓縮感知的稀疏角度ct重建方法。首先介紹了壓縮感知的 原理并分析了壓縮感知用于ct圖像重建的叮行性。然后實現(xiàn)基于壓縮感知的稀疏角度ct重建。最后針對單一方法對降低ct輻射劑量有限，提出了稀疏角度低劑量ct重 建方法進一步降低了輻射劑量。6第2章ct成像基本理論第2章ct成像基本理論ct成像過程可以描述為：利用高能x射線對物體進行掃描，測量出x射 線源入射的強度i和經(jīng)物體衰減后的強度i,即可計算出投影數(shù)據(jù)。然后利用重建 算法從大量的0投影數(shù)據(jù)中重建出斷層圖像。ct技術(shù)不但需耍堅實的物理、數(shù)學(xué)理論作為 依托，又需要有現(xiàn)代工業(yè)和計算機科學(xué)技術(shù)支持。ct作為一種高性能的無創(chuàng)成像技術(shù) 在醫(yī)學(xué)成

36、像、工業(yè)無損檢測等領(lǐng)域得到了廣泛的應(yīng)用。2. 1 x射線簡介2. 1. 1 x射線的產(chǎn)生1895年，倫琴在做陰極射線實驗時發(fā)現(xiàn)了 一種可以穿透物體并且能夠使 膠片感光的射線，并命名這一神秘的射線為x射線。1901年倫琴因此獲得了首次頒發(fā)的諾貝爾物理學(xué)獎。為了紀念倫琴，人們也稱x射線為倫琴射線。x射線能夠穿透物 體并冃能使膠片感光的能力被發(fā)現(xiàn)后,很快就被應(yīng)用到醫(yī)學(xué)臨床診斷小。x射線是由高速電了束轟擊靶材料得到的。和可見光、紅外線、紫外線 一樣，是一20種電磁波,x射線的波長為納米級。高速電子與靶材料相互作用，發(fā)生 各種類型的碰撞。其中大部分碰撞會將靶材料的原了電離，這類碰撞不產(chǎn)生x射線， 僅引起

37、射線并最終轉(zhuǎn)變?yōu)闊崃?。一個典型的x射線管，超過99%的能量轉(zhuǎn)變?yōu)闊崃?。x射線作為電磁波的一種，具有電磁波的共有屬性，如具有波動性、粒子 性。因為其波長較短還具備木身特有的性質(zhì)。如x射線的頻率較高光了的能量大, 具有極強的透射能力。x射線的透射能力主要與介質(zhì)本身的物理性質(zhì)和結(jié)構(gòu)有關(guān)，對密度 較小的介質(zhì)透射能力強。可以根據(jù)出射x射線的強度變化來判斷介質(zhì)的差異性,這正是x射線成像的基礎(chǔ)。表2. 1反應(yīng)了x射線對人體不同組織的透射能力。x射線 對 介質(zhì)的穿透能力對x射線吸收能力較弱的組織脂肪組織對x射線吸收能力一般 的組織結(jié)締組織、肌肉組織、軟骨、血對x射線吸收能力較強的組織骨骼也可以看作是介質(zhì)對x射

38、線的吸收能力。表2. 1人休組織對x射線的吸收能力液、其它體液目前，除了醫(yī)學(xué)臨床診斷外,x射線在其它領(lǐng)域屮也得到廣泛的應(yīng)用。如在 工業(yè)上用于非破壞性材料的檢查，口前已經(jīng)形成了一門專門的技術(shù)叫做無損探傷。 在化學(xué)上x射線被用來作晶體結(jié)構(gòu)的分析、原子結(jié)構(gòu)的研究等。7哈爾濱 工程 大學(xué)碩 士學(xué)位論文2. 1.2 x射線與物質(zhì)的相互作用x射線透射物體時與物體的相互作用主要有三種：光電效應(yīng)、康普頓效應(yīng) 以及相干散射。這些相互作用的最終效應(yīng)是導(dǎo)致部分x射線光子被吸收或散射。也 就是當(dāng)x射線透射物體吋會被衰減。對單能入射x射線衰減的程度可以由lambert-beers定理描述：？li ?i e (2-1)式

39、中1和1分別為入射和透射的射線強度丄為材料厚度，為線性衰減系數(shù)?，F(xiàn)在考慮一個非均勻的物體。如圖2.1所示，我們可以通過把物體分割成一 個個單元，通過微積分的思想來計算 衰減系數(shù)的線積分。當(dāng)分割的單元數(shù)目非 常多時，每個單元就非常小，這時我們可以視每個單元為一個均勻 的物體。在數(shù)學(xué)上，式(2-1)可以表示為:?xx?xx ?12nn 12e e e i e(22)00由式(2-2)可以得到式(2-3):i0?xx ？xln (23)n1從式(2-3)可以看岀，入射x射線的強度i除以透射x射線強度i的商求 對數(shù)后，就0得到了x射線在該路徑上的衰減系數(shù)的線積分。?xi ?i e100-123?x圖2

40、. 1 x射線在物體小衰減示意圖2. 2 ct簡介2. 2. 1 ct發(fā)展的歷史ct的思想可以追溯到1917年奧地利數(shù)學(xué)家radon的貢獻。radon為ct的發(fā)展奠定了理論基礎(chǔ)。他證明了下述定理：若已知某函數(shù)f x, yf r,?沿直線z的線積分為：8第2章ct成像基本理論？z22?pf x, ydzf r,dzf 1 ?z ,arctan dz (2-4)?1?11 ?pf r, did (2-5)2r cos?l 1式中各分量的意義見圖2.2。式(2-4)稱為雷當(dāng)變換，實際就是射線的投影, 式(2-5)稱為雷當(dāng)反變換，是根據(jù)投影p重建的圖像fr , ? o遺憾的是此公 式發(fā)表后50多年，直

41、到20世紀70年代才被發(fā)現(xiàn)。yr,zmx圖2.2雷當(dāng)公式中所用的坐標(biāo)系在1940年頒布的專利中,gabriel frank描述了現(xiàn)代ct技術(shù)的基本思 想。專利中包括了生成正弦圖(表示不同投影角度下的測量數(shù)據(jù))的設(shè)備圖和光學(xué)反投 影重建圖像技21術(shù)。1963年美國物理學(xué)家/. mack發(fā)表了兩篇關(guān)于ct理論的系列文 章，為現(xiàn)22代ct的發(fā)展奠定了理論基礎(chǔ)，并用模擬裝置成功的驗證了這一方法。英 國emi公司23的工程師hounsfield于1967年1970年研 制成功第一臺臨床ct掃描 機。1971年9月第一臺應(yīng)用于臨床的ct掃描機建成，并安裝在倫敦的atkinson-morley醫(yī)院，4. 5

42、分鐘可以生成一副圖像ol971年11月4 h,對 長了一個很大囊腫的婦女做 了首次ct掃描,重建的ct圖像上可以清晰地看清病灶。ct掃描機的問世引起了爆炸性的轟動，被認為是繼倫琴發(fā)現(xiàn)x射線后乂 一劃時代的貢獻。鑒于/. mack和hounsficld兩 人在計算機斷層 成像方而 做出的杰出貢獻,1979年/. mack和hounsf ield獲得了諾貝爾醫(yī)學(xué)獎。自第一臺臨床ct應(yīng)用以來,ct技術(shù)取得了巨大的進步。掃描時間從5分 鐘縮短至數(shù)秒乃至更短，空間分辨能力也達到了lmm以下。根據(jù)x射線 源和探測 器的不同，可以把ct掃描系統(tǒng)分為五代。第一代ct ,如圖2.3所示，只有一個小的探測器。x射

43、線源和探測器要 做兩種不同的運動，一是直線平移，另一是圓周旋轉(zhuǎn)。x射線源發(fā)射出很窄的射線束。當(dāng)x射線源和探測器平移時，就叮以產(chǎn)生一組平行的投影光束。然后x射線源和 探測器一起旋轉(zhuǎn)一定的角度到下一個位置，開始下一組數(shù)據(jù)的采集。第一代ct的掃描時間非 常長，目前9哈爾濱工程大學(xué)碩士學(xué)位論文已經(jīng)退役，沒有臨床應(yīng)用了。x射線源平移旋轉(zhuǎn)探測器平移圖2. 3第一代ct掃描方式第二代ct ,如圖2.4所示，采用的是鉛筆狀x射線束和多個探測器。 與第一代ct一樣,x射線源和探測器耍做兩種運動，一是直線平移，另一是圓周旋轉(zhuǎn)。 因為x射線束變寬和増加了探測器數(shù)目，掃描的時間縮短至幾分鐘。旋轉(zhuǎn)x射線源平移平移探測器

44、圖2.4第二代ct掃描方式10第2章ct成像基本理論第三代ct，如圖2.5所示,采用的是較寬的扇形x射線源，探測器陣列等 角度或等間距排列?？梢愿采w整個視野,x射線源和探測器陣列不需耍再做直線平 移運動，只需要做旋轉(zhuǎn)運動，掃描時間進一步縮短。目前在醫(yī)療機構(gòu)應(yīng)用最廣泛的就 是第三代ct ox射線源旋轉(zhuǎn)探測器陣列圖2.5第三代ct掃描方式第四代ct,如圖2.6所示，采用的是靜止的閉合圓環(huán)形探測器陣列。掃 描時只有x射線源旋轉(zhuǎn)。但第四代ct會造成散射輻射而11需要大量的探測器,從經(jīng)濟 和實用角度考慮,第四代ct很少在實際中應(yīng)用。旋轉(zhuǎn)x射線源探測器陣列圖2.6第四彳弋ct掃描方式第五代ct，如圖2.7

45、所示，采用的射線源是旋轉(zhuǎn)的電子束,可以做螺旋式 的掃描。11哈爾濱工程大學(xué)碩士學(xué)位論文當(dāng)x射線源和探測器在圍繞病人旋轉(zhuǎn)時，檢杳床帶動病人沿著旋轉(zhuǎn)軸方向 緩慢的移動。因為掃描時間進一步縮短，能夠在數(shù)十秒內(nèi)完成對一個器官的掃描，減少 因病人運動帶來的偽像。圖2. 7第五代ct掃描方式2.2.2 ct的系統(tǒng)結(jié)構(gòu)ct系統(tǒng)主要由兩部分組成：數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)和計算機系統(tǒng)。如圖2.8所示是一個典型的ct掃描系統(tǒng)。放射源探測器機械系統(tǒng)ct環(huán)形門架和平移機構(gòu)數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)掃描控制數(shù)據(jù)傳輸安全控制系統(tǒng)系統(tǒng)系統(tǒng)主控系統(tǒng)圖像重建顯示和分系統(tǒng)析系統(tǒng)圖2.8 ct的主要組成部分12第2章ct成像基木理論數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)包括高壓發(fā)生

46、器、x射線管、準(zhǔn)直器、過濾器、探測器、掃描 機架、檢查床等。x射線管為ct掃描提供了x射線，是ct系統(tǒng)最重要的部件z o雖然 從1895年倫琴發(fā)現(xiàn)x射線以來,x射線管的尺寸和外貌己經(jīng)發(fā)生了很大的變化，但 是產(chǎn)生x射線的原理沒有變化。一個x射線管的基本部件是陰極和陽極。陰極發(fā) 射高速電子，陽極提供靶材料。在ct設(shè)備中為了提高采集數(shù)據(jù)的精度，對x射線管輸 出的x射線的穩(wěn)定性提出了更高的要求。因此提供給x射線管的電壓和電流要有較高的穩(wěn) 定度。在ct系統(tǒng)屮準(zhǔn)直器有兩個作用：一是減少病人不必要接受的輻射，二是 提高成像質(zhì)量。準(zhǔn)直器可以限制x射線束只能進入感興趣的區(qū)域和減少射線散射。 制作準(zhǔn)直器要選用對x射線要有較強的吸收能力，價格便宜，易于加工的材料，一般 選用鉛、餡等重金屬。準(zhǔn)直器的類型可以分為兩種:前準(zhǔn)直器和后準(zhǔn)直器。前準(zhǔn)直器安裝在x射線源和病人z間。對于二維的ct ,前準(zhǔn)直器把x射線源發(fā)射的大部