专利名称：X射线ct成像方法和x射线ct系统的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种X射线计算机断层摄影(CT)方法和一种X射线CT系统。更特别的，本发明涉及这样一种X射线CT成像方法和一种X射线CT系统其在以图像重建目的螺旋扫描期间，可以利用检查台的线性移动的整个距离中用于加速或减速线性移动的距离。
背景技术：
对于螺旋扫描，X射线管和X射线检测器绕着造影的对象旋转，其上放置有造影对象的检查台进行线性移动。在这种线性移动中，静止的检查台加速到预定的速率。当所述检查台进入可以获取投影数据的区域时，检查台保持在该预定的速率。在获取投影数据完成后，该检查台减速到静止状态。所述预定的速率可以根据将被造影的区域而设置为不同的值。例如，对于某个造影区域，预定的速率设置为速率V1。对于另一造影区域，预定的速率设置为速率V2(参考专利文献1)。
专利文献1日本未审查的专利公开号10(1998)-314162( 至 ，附图5)过去，在线性移动速率保持恒定时获取用于重建图像的投影数据，在线性移动加速或减速时都不获取投影数据。
换句话说，在传统的X射线CT系统中，在整个线性移动的距离中，用于加速或减速的线性移动的距离并不用于图像重建，而是浪费了。
发明内容
因此，本发明的一个目的是提供一种X射线CT成像方法和一种X射线CT系统，其能够了利用在用于图像重建的整个线性移动距离中用于加速或减速的线性移动的距离。
按照本发明的第一方面，提供一种X射线成像方法，该方法能够在螺旋扫描期间，甚至在检查台的线性移动加速或减速时也能够获取投影数据，以及使用获取的投影数据进行图像重建。
在按照第一方面的X射线CT成像方法中，不仅在当线性移动速率保持恒定时，而且在线性移动加速或减速时都获取投影数据，并且所获取的投影数据用于图像重建。因此，在整个线性移动的距离中用于加速或减速的线性移动的距离也能够用于图像重建。
附带地，图像重建可以按照二维图像重建技术或三维图像重建技术实现。
按照本发明的第二方面，提供一种X射线成像方法在螺旋扫描期间，甚至检查台的线性移动加速或减速时仍然能够获取投影数据；将表示在扫描期间检查台在体轴(在下文中称为z轴)方向的位置的坐标信息附加在每个视图上或几个视图上，或将该坐标信息保持为单独信息；以及将获取的用于图像重建的投影数据和与每一视图或每几个视图同步的z坐标信息一起使用。
在按照第二方面的X射线CT成像方法中，不仅在当线性移动速率保持恒定时获取投影数据，而且在线性移动在加速或减速时也获取投影数据，并且所获取的投影数据与z轴坐标信息一起用于图像重建。因此，在通过检查台的整个线性移动的距离中，用于加速或减速的线性移动的距离也能够用于图像重建。
附带地，图像重建可以指二维图像重建或三维图像重建。
按照本发明的第三方面，提供一种X射线成像方法，其中图像重建与投影数据获取同时进行。
按照第三方面的X射线CT成像方法，因为图像重建与投影数据获取同时进行，可以最小化直到图像产生所经过的时滞。
按照本发明的第四方面，提供一种X射线成像方法，其中那些作为用于图像重建的投影数据某个视图的基础的参数在投影数据获取之前被预测和保存，或在预测参数的过程中获取投影数据。
按照本发明的第四方面的X射线CT成像方法，在获取投影数据之前保存作为用于图像重建的投影数据的某个视图的基础的参数，因此，在投影数据获取后，可以立即继续进行图像重建。
按照本发明的第五方面，提供一种X射线CT成像方法，其中预先保存表示检查台位置变化的线性移动信息；在获取投影数据之前，从线性移动信息中推断出表示获取投影数据的某个视图处表示检查台位置的z坐标；并且根据推断出的z坐标计算出用于进行图像重建的投影数据所基于的参数。
按照第五方面的X射线CT成像方法中，保存表示检查台位置变化的线性移动信息。在某个视图的投影数据获取前，计算作为进行图像重建的投影数据某个视图的基础的参数。因此，只要投影数据一被获取，图像重建就可以继续进行。
按照本发明的第六方面，提供一种X射线CT成像方法，其与前面的X射线CT成像方法不同之处在于在检查台的线性移动加速时，同时射线管电流增加，获取投影数据；在线性移动减速时，同时射线管电流减小，获取投影数据。
在加速期间，单位时间线性移动的距离逐渐变长。因此，如果射线管电流保持不变，在线性移动方向上的X射线密度逐渐减小。另一方面，在减速期间，单位时间线性移动的距离逐渐变短。因此，如果射线管电流保持不变，在线性移动方向上的X射线密度逐渐增加。简而言之，与所获取的投影数据相关联的实际的射线管电流根据视图变化，这使得预处理复杂。
因此，按照第六方面的X射线CT成像方法，在线性移动加速时，同时射线管电流增大，获取投影数据。在线性移动减速时，同时射线管电流减小，获取投影数据，这使得在线性移动方向上的X射线密度保持不变。简而言之，不论视图如何，与在线性移动加速或减速期间所获取的投影数据相关联的实际射线管电流都能够保持不变。这使得预处理简化了。
按照本发明的第七方面，提供一种X射线CT成像方法，其与前述X射线成像方法不同之处在于，线性移动相对于时间线性地加速或减速。
按照第七方面的X射线CT成像方法，线性移动相对于时间线性地加速或减速。因此容易控制加速或减速。
按照本发明的第八方面，提供一种X射线CT成像方法，其与前述X射线成像方面不同之处在于，线性移动相对于时间非线性地加速或减速。
按照第八方面的X射线CT成像方法，线性移动相对于时间非线性地加速或减速。因此线性移动速率的改变可以是平滑的。
按照本发明的第九方面，提供一种X射线CT成像方法，其与前述X射线成像方面不同之处在于，使用多检测器获取投影数据。
按照第九方面的X射线CT成像方法，由于采用了多检测器，可以一次获取大量投影数据项。
按照本发明的第十方面，提供一种X射线CT成像方法，其与前述X射线成像方法的不同之处如下所述。即，假设将一个平行于x轴和y轴的xy平面作为图像重建平面，并且将z轴方向作为构成多检测器的检测器阵列排列的方向。在这种情况中，为了获取视图，xy平面穿过位于特定位置的多检测器在z轴方向上的中心，根据从xy平面到图像重建平面的距离和图像重建平面中像素的位置，从视图中采样用于计算像素的像素值的投影数据。
传统的图像重建方法是在假设线性移动速率保持不变的情况下用公式表述的。因此，使用传统的图像重建方法处理这些投影数据时，这些投影数据是在线性移动加速或减速期间获得的，会产生伪影(artifact)。
在依照第十个方面的X射线CT成像方法中，为了获取视图，xy平面穿过位于特定位置的多检测器在z轴方向上的中心，根据从xy平面到图像重建平面的z轴方向上的距离，以及图像重建平面中像素g的位置，从视图中采样用于计算像素的像素值的投影数据。因此，所需的投影数据甚至能够从线性移动加速或减速期间获取的投影数据项中采样。可以防止产生伪影。
按照本发明的第十一个方面，提供一种X射线CT成像方法，与前述X射线CT成像方法不同之处在于，按照三维图像重建方法实现图像重建。
按照第十一个方面的X射线CT成像方法中，用能够接收沿大角度传播的锥形束的多检测器阵列获取投影数据。因为采用三维图像重建技术进行图像重建，这样就防止了由锥形束的大角度引起的伪影。
顺便提一下，三维图像重建技术包括Feldkamp技术和加权Feldkamp技术。
按照本发明第十二个方面，提供一种X射线CT成像方法，其与前述X射线CT成像方法的不同之处如下所述。即，三维图像重建技术包含下列步骤根据在其处获取组成每一个视图的投影数据项的z轴方向的位置，排列获取的投影数据项；对表示视场中的一条线或多个平行线的投影数据项采样，所述多个平行线的相邻线间用其间的多个像素彼此分隔；将表示每条线的投影线数据项和锥形束重建权重相乘，以产生投影线数据项；通过对投影线数据项过滤，产生图像点线数据项；根据每一个图像点线数据，计算表示视场中每一个像素的背投影像素数据；相对每一个像素，加上通过所有用于进行图像重建的视图计算得到的背投影像素数据项，以产生背投影数据。
按照第十二个方面的X射线CT成像方法，能够采用专利申请为2002-147231和2002-238947中提出的三维图像重建技术。因而，能够大幅度降低数学运算量。
按照本发明的第十三个方面，提供了一种X射线CT系统，包括X射线管；X射线检测器；扫描装置，该装置使X射线管和X射线检测器其中至少之一绕着造影对象旋转，使X射线管和X射线检测器彼此间相对移动，并相对于造影对象线性移动，甚至在线性移动的加速或减速期间获取投影数据；以及图像重建装置，根据已获取的投影数据产生CT图像。
按照本发明的第十三方面的X射线CT成像方法能够适用于如第十个方面所述的X射线CT系统。
按照本发明的第十四个方面，提供了一种X射线CT系统，包括X射线管；X射线检测器；扫描装置，该装置使X射线管和X射线检测器其中至少之一绕着造影对象旋转，使X射线管和X射线检测器相对于造影对象作线性移动，甚至在线性移动的加速或减速期间获取投影数据，并且向每一个视图或几个视图附加坐标信息，所述坐标信息表示扫描期间检查台在体轴(下文中的z轴)方向上的位置，或者将坐标信息作为单独的信息保存；以及图像重建装置，根据已获取的投影数据和与每一个视图或每几个视图同步的z坐标信息，产生CT图像。
按照第二个方面所述的X射线CT成像方法能够适用于如第十四个方面所述的X射线CT系统。
按照本发明的第十五个方面，提供了一种不同于上文的X射线CT系统，其中，由图像重建装置执行的图像重建和由扫描装置执行的投影数据获取同时进行。
按照第三个方面的X射线CT成像方法能够适用于第十五个方面所述的X射线CT系统。
按照本发明的第十六个方面，提供一种X射线CT系统，该系统进一步包括参数保存装置，用于在获取投影数据之前预测和保存参数，或者在获取投影数据期间预测和保存参数，根据所述的参数，投影数据的某个视图用于进行图像重建。
依照第四个方面的X射线CT成像方法能够适用于如第十六个方面所述的X射线CT系统。
按照本发明的第十七个方面，提供了一种X射线CT系统，该系统进一步包括线性移动信息保存装置和参数推断装置，线性移动信息保存装置用于预先保存代表由线性移动引起的检查台位置变化的线性移动信息，参数推断装置可以在获取投影数据之前，从线性移动信息中推断z坐标(z坐标代表获取特定投影数据视图时检查台的位置)，并且依照推断的z坐标计算参数，根据这些参数投影数据用于进行图像重建。
按照第五个方面的X射线CT成像方法能够适用于如第十七个方面所述的X射线CT系统。
按照本发明的第十八个方面，提供一种X射线CT系统，其与前述X射线成像系统不同之处在于，所述扫描装置在线性移动加速期间，获取投影数据同时增加射线管电流，或在线性移动减速期间，获取投影数据同时减少射线管电流按照第十八个方面的X射线CT成像方法能够适用于如第十二个方面所述的X射线CT系统。
按照本发明的第十九个方面，提供一种X射线CT系统，和前述X射线CT系统不同之处在于，扫描装置随时间线性地进行加速或减速线性移动。
按照第十九个方面的X射线CT成像方法能够适用于如第十三个方面所述的X射线CT系统。
按照本发明的第二十个方面，提供一种X射线CT系统，和前述X射线CT系统不同之处在于，扫描装置随时间非线性地进行加速或减速线性移动。
按照第二十个方面的X射线CT成像方法能够适用于如第十四个方面所述的X射线CT系统。
按照本发明的第二十一个方面，提供一种X射线CT系统，和前述X射线CT系统不同之处在于，X射线检测器为多检测器。
按照第二十一个方面的X射线CT成像方法能够适用于如第十五个方面所述X射线CT系统。
按照本发明的第二十二个方面，提供一种X射线CT系统，其与前述X射线CT系统不同之处如下所述。即，假设一个平行于x轴和y轴的xy平面作为图像重建平面，z轴方向作为组成多检测器的检测器阵列的排列方向。在这种情况下，为了获取视图，xy平面穿过位于特定位置的多检测器在z轴方向上的中心，根据从xy平面到图像重建平面在z轴方向上的距离和图像重建平面中像素的位置，图像重建装置采样用于从视图中计算像素的像素值的投影数据。
按照第二十二个方面的X射线CT成像方法能够适用于按照第十六个方面的X射线CT系统。
按照本发明的第二十三个方面，提供一种X射线CT系统，和前述X射线CT系统不同之处在于，所述图像重建装置按照三维图像重建技术执行图像重建。
按照第二十三个方面的X射线CT成像方法能够适用于按照第十七个方面的X射线CT系统。
按照本发明的第二十四个方面，提供一种X射线CT系统，和前述X射线CT系统的不同之处如下所述。即，三维图像重建技术包含下列步骤基于在其中获取组成每一个视图的投影数据项的z轴方向的位置，排列获取的投影数据项；对表示视场中的一条线或多个平行线的投影数据项采样，所述多个平行线的相邻线间用其间的多个像素彼此分开；将表示每条线的投影线数据项和锥形束重建权重相乘，以产生投影线数据项；对投影线数据项过滤，产生图像点线数据项；根据每一个图像点线数据，计算表示视场中每一个像素的背投影像素数据；相对每一个像素，加上通过所有用于进行图像重建的视图计算得到的背投影像素数据项，以产生背投影数据。
按照第二十四个方面的X射线CT成像方法能够适用于按照第十八个方面的X射线CT系统。
按照实现本发明的X射线CT成像方法和X射线CT系统，在螺旋扫描期间，在整个线性移动距离中用于加速和减速的线性移动距离能够用于图像重建。
按照本发明的X射线CT成像方法和X射线CT系统能够用于产生X射线CT图像。
本发明进一步的目的和优点将通过下面对本发明附图中的优选实施例的描述变得更加明显。
图1表示按照本发明第一个实施例的X射线CT系统的框图。
图2是表示X射线管和多检测器旋转的说明视图。
图3是表示锥形束的说明图表。
图4是按照本发明第一个实施例的简要描述X射线CT系统执行动作的流程图。
图5是描述数据获取的流程图。
图6是描述数据获取的流程图。
图7显示了托架线性加速或减速时的线性移动速率的变化图。
图8显示了托架线性加速或减速时的射线管电流的变化图。
图9显示了托架非线性加速或减速时的线性移动速率的变化图。
图10显示了托架非线性加速或减速时的射线管电流的变化图。
图11显示了托架没有以恒定速率移动而进行线性加速或减速时的线性移动速率的变化图。
图12显示了托架没有以恒定速率移动而进行线性加速或减速时的射线管电流的变化图。
图13显示了托架没有以恒定速率移动而进行非线性加速或减速时的线性移动速率变化图。
图14显示了托架没有以恒定速率移动而做非线性加速或减速时的射线管电流变化图。
图15是描述三维图像重建的流程图。
图16显示了在X射线发射的方向上的视场中线投影的示意图。
图17是显示检测器表面上投影的线的示意图。
图18显示了在投影平面上形成投影数据项Dr的示意图，Dr代表每一条线，并且在X射线管设置为0°视角时产生。
图19显示了在投影平面上形成投影线数据项Dp化示意图，其代表每一条线，并且在X射线管设置为0°视角时产生。
图20显示了在投影平面上形成高密度图像点线数据项Df的示意图，其代表每一条线，并且在X射线管设置为0°视角时产生。
图21显示了背投影像素数据项D2的示意图，其代表每一条线，并且在X射线管设置为0°视角时产生。
图22显示了背投影像素数据项D2的示意图，其代表视场中的像素，并且在X射线管设置为0°视角时产生。
图23显示了在投影面上形成投影数据项Dr的示意图，其代表每一条线，并且在X射线管设置为90°视角时产生。
图24显示了在投影面上形成投影线数据项Dp的示意图，其代表每一条线，并且在X射线管设置为90°视角时产生。
图25显示了在投影面上形成高密度图像点线数据项Df的示意图，其代表每一条线，并且在X射线管设置为90°视角时产生。
图26显示了背投影像素数据项D2的示意图，其代表每一条线，并且在X射线管设置为90°视角时产生。
图27显示了背投影像素数据项D2的示意图，其代表视场中的像素，并且在X射线管设置为90°视角时产生。
图28显示了相对于每一个像素，通过累加由所有视图产生的背投影像素数据项D2来计算背投影数据D3的过程的说明图。
图29描述了按照第二个实施例执行的线数据获取的流程图。
图30描述了按照第二实施例执行的参数推断的流程31描述了按照第二实施例执行的三维背投影的流程图具体实施方式
本发明采取以实施例作为例子的方式进行说明，注意本发明并不限于实施例。
图1是表示按照本发明的实施例所述的X射线CT系统结构的框图。
所述X射线CT系统100包括操作控制台1，造影检查台10，和扫描台架20。
所述的操作控制台1包括接收操作者输入的输入装置2；执行图像重建或类似功能的中央处理器3；其中保存扫描台架20获取的投影数据的数据获取缓冲器5；显示由投影数据重建的CT图像的CRT6；以及存储程序、数据和X射线CT图像的存储装置7。
检查台10括一个托架12，对象躺在托架上并且其从扫描台架20的孔中进出。托架12通过检查台10中包含的电机被升高、降低和作线性移动。
扫描台架20包括X射线管21；X射线控制器22；准直器23；多检测器24；数据获取系统(DAS)25；绕着对象的体轴旋转的X射线管21或类似装置的旋转控制器26；向或者从操作控制台1或造影检查台10传送控制信号或类似的控制器29；以及滑动环30。
图2和图3是关于X射线管21和多检测器24的说明图。
X射线管21和多检测器24绕着旋转中心IC旋转。假设垂直方向是y方向，水平方向是x方向，并且与这些方向垂直的方向是z方向，X射线管21和多检测器24在其上旋转的旋转平面是xy平面。而且，托架12在其中移动的移动方向是z方向。
X射线管21产生称为锥形束CB的X射线束。当锥形束CB的中心轴方向平行于y方向时，X射线管21位于0°视角。
多检测器24包括，例如256个检测器阵列。每个检测器阵列都具有，例如1024个通道。
图4是概要描述X射线CT系统100中执行的操作的流程图。
在步骤S1中，X射线管21和多检测器24绕着造影的对象旋转，并且托架12线性移动。同时，获取以托架线性移动到的位置z、视角视图、检测器阵列数j、以及通道数i标识的投影数据D0(z，视图，j，i)。托架线性移动到的位置z通过使用编码器计数z轴方向位置的脉冲数进行检测。控制器29将计数值转换为z轴坐标，并经由滑动环30，将z轴坐标作为z轴坐标信息附加到由DAS 25获取的投影数据中。
图5表示附加有z轴坐标信息的用于某个投影数据视图的格式。
附带说明，后面将参考图6至图14说明数据获取。
在步骤S2中，投影数据D0(z，视图，j，i)被预处理(经过偏移校正，对数校正，曝光校正和灵敏度校正)。
在步骤S3中，预处理的投影数据D0(z，视图，j，i)被过滤。特别地，投影数据经过傅立叶变换、过滤(分配一个重建函数)，然后进行逆傅立叶变换。
在步骤S4中，对过滤后的投影数据D0(z，视图，j，i)进行三维背投影，以产生背投影数据D3(x，y)。三维背投影将在后面参考图15进行说明。
在步骤S5中，背投影数据D3(x，y)经过后处理，以产生CT图像。
图6是描述数据获取(图4中步骤S1)的流程图。
在步骤A1中，X射线管21和多检测器24围绕造影的对象旋转。
在步骤A2中，托架12低速线性移动到图7和图9中所示的线性移动起始位置。
在步骤A3中，托架12开始线性移动。
在步骤A4中，托架12线性移动的线性移动速率根据预定的函数增加，并且射线管电流相应地增加。图7和图8是与时间呈线性关系的预定函数的图形，而图9和图10是与时间呈非线性关系的预定函数的图形。在线性移动方向上X射线密度，即单位厚度上的曝光，与射线管电流除以线性移动速率的商成比例。因此，当射线管电流随线性移动速率的增加而增加时，射线管电流除以线性移动速率的商可以保持不变。最终，即使在加速期间，在线性移动方向上的X射线密度也能够保持不变。
在步骤A5中，投影数据D0(z，视图，j，i)是在托架加速期间获取的。
在步骤A6中，如果托架12的线性移动速率达到图7和图9所示的预定的速率Vc，控制将转到步骤A7。如果线性移动速率没有达到图7和图9所示的预定的速率Vc，控制将返回到步骤A4。托架12进一步加速。
在步骤A7中，投影数据D0(z，视图，j，i)是在托架12保持在预定线性移动速率或在恒定速率时获取的。
在步骤A8中，如果托架12达到了图7和图9中的恒定速率终止位置，控制将转到步骤A9。如果托架12还没有达到恒定速率终止位置，控制将返回到步骤A7。保持托架12以恒定速率移动时获取投影数据。
在步骤A9中，托架12的线性移动速率根据预定的函数减小，并且射线管电流相应地减小。图7和图8是与时间呈线性关系的预定函数的图形，而图9和图10是与时间呈非线性关系的预定函数的图形。在线性移动方向上X射线密度，即单位厚度的曝光，与射线管电流除以线性移动速率的商成比例。因此，当射线管电流随线性移动速率的减小而减小时，射线管电流除以线性移动速率的商可以保持不变。最终，即使在减速期间，在线性移动方向上的X射线密度也能够保持不变。
在步骤A10中，在托架减速期间获取投影数据D0(z，视图，j，i)。
在步骤A11中，如果托架12的线性移动速率达到图7和图9所示的可停止的速率时，控制转到步骤A12。如果托架12的线性移动速率没有达到可停止的速率时，控制返回到步骤A9，托架12进一步减速。
在步骤A12中，托架12的线性移动停止。
如图11到图14所示，如果恒定速率开始点和恒定速率结束位置设置为同一位置，则能够以托架线性移动最短距离而获取投影数据D0(z，视图，j，i)。
图15是描述三维背投影的流程图(图4中的步骤S4)。
在步骤R1中，从CT图像重建所需的所有视图(即，通过将X射线管旋转360°所获取的视图、或将X射线管旋转180°加上扇型射束角所获取的视图)中选择一个视图。
在步骤R2中，在视场中的投影数据项Dr是从由投影数据D0(z，视图，j，i)组成的所选视图中采样得到的，投影数据项Dr表示多条线，相邻线由其间的多个像素彼此分隔。
图16表示在视场P中的多个平行线L0-L8。
线的个数在视场中与线垂直方向上提供的最大像素数目的1/64到1/2的范围内。例如，当视场中的像素数等于512×512的乘积时，线的个数为9。
而且，当视角等于或大于-45°且小于45°(或视角范围以此为中心并且包括其它)，并且等于或大于135°且小于225°时(或视角范围以此为中心并且包括其它)，则将x方向视为线的方向。而且，当视角等于或大于45°且小于135°(或视角范围以此为中心并且包括其它)，并且等于或大于225°且小于315°时(或视角范围以此为中心并且包括其它)，则将y方向视为线的方向。
而且，将穿过旋转中心IC并平行于线L0到L8的平面视为投影平面pp。
图17表示线T0到T8，其是在检测器的表面dp上，形成在其中发射X射线的方向中的线L0到L8的投影。
X射线发射的方向由X射线管21，多检测器24和线L0至L8的几何位置确定(包括在z轴方向上从xy平面到视场P的距离，和线L0到L8的位置，所述xy平面穿过多检测器24在z轴方向的中心，所述每条线L0到L8都是在视场P中提供的一组像素)。因为将托架线性移动到该处以便获取投影数据项D0(z，视图，j，i)的位置z是已知的，因此X射线发射的方向能够根据加速或减速期间获取的投影数据项D0(z，视图，j，i)精确地检测。
那些由通道i上的检测器阵列j获取的、并表示投影在检测器表面dp上的线T0到T8的投影数据项被采样，并作为表示线L0到L8的投影数据项Dr。
如图18所示，线L0’到L8’作为在X射线发射方向上的在投影平面pp上形成的线T0到T8的投影。形成投影数据项Dr以表示线L0’到L8’。
再参考图15，在步骤R3时，表示L0’到L8’每条线的投影数据Dr乘以相应的锥形束重建权重，以产生图19所示的投影线数据项Dp。
在这里，锥形束重建权重表达为(r1/r0)2，其中r0表示从X射线管21的焦点到由检测器阵列数j和通道数i所限定的多检测器24上的获取投影数据Dr的位置之间的距离，r1表示从X射线管21的焦点到由投影数据Dr表示的视场中像素的距离。
在步骤R5，投影线数据项Dp在线方向上进行插值，以产生图20所示的高密度图像点线数据项Dh。
高密度图像点线数据项Dh的密度比等价于视场中线方向上提供的最大像素数的密度大8到32倍。例如，假设数据密度大16倍，如果在视场P中提供的像素数是512×512的乘积，则数据密度表达为每线8192个像素。
在步骤R6，高密度图像点线数据项Dh被采样，并且，如果需要，进行插值或外推，以产生如图21所示的背投影数据项D2，D2表示线L0到L8上的像素在步骤S7，高密度图像点线数据项Dh被采样，并且，进行插值或外推，以产生如图22所示的背投影数据项D2，D2表示线L0到L8上的像素。
图18至图22涉及这种情况，其中视角等于或大于-45°且小于45(或视角范围以此为中心并包括其它)，并且等于或大于135°且小于225°(或视角范围以此为中心并且包括其它)。图23至图27涉及这种情况，其中视角等于或大于45°且小于135°(或视角范围以此为中心并且包括其它)，并且等于或大于225°且小于315°(或视角范围以此为中心并且包括其它)。
再参考图15，在步骤R8中，如图28所示，图22或图27中所示的背投影数据项D2相对于每个像素累加。
在步骤R9中，对重建CT图像所需的每个视图(即，通过将X射线管旋转360°或180°加上扇形射束角获取的视图)重复执行步骤R1至R8。这产生背投影数据D3(x，y)。
按照第一实施例的X射线CT系统100，不仅在线性移动速率保持恒定时获取投影数据，而且在线性移动加速或减速时也获取投影数据，所获取的投影数据用于重建图像。因此，在整个线性移动的距离中用于加速或减速的线性移动距离能够用于图像重建。
图像重建技术可以是传统的已知的二维图像重建技术，或传统的已知的三维图像重建技术，包括Feldkamp技术。而且，可以采用在日本专利申请号2002-066420，2002-147061，2002-147231，2002-235561，2002-235662，2002-267833，2002-322756和2002-238947中提出的任何一种三维图像重建技术。
按照第一实施例，在图4中的步骤S1，全部获取了图像重建所需的投影数据视图后，在步骤S4执行三维背投影。在这种情况下，因为数据获取和三维背投影完全以彼此串行方式执行，因此直到图像产生将经过很大的时滞。
按照第二实施例，部分三维背投影与数据获取同时进行。因此，直到图像产生所经过的时滞可以缩短。
换言之，按照第二实施例的X射线CT系统同时执行图29所示的数据处理、图30所示的参数推断、以及图31所示的三维背投影。
图29是描述按照第二实施例执行的数据获取的流程图。
除了步骤A5’、A7’和A10’以外，图29所描述的步骤与在图6中所描述的步骤相同。因此下面只说明步骤A5’、A7’和A10’。
在步骤A5’中，投影数据D0(z，视图，j，i)是在检查台加速移动时获取的，并且控制同时转到正在进行的三维背投影。
在步骤A7’中，投影数据D0(z，视图，j，i)是在检查台恒速移动时获取的，并且控制同时转到正在进行的三维背投影。
在步骤A10’中，投影数据D0(z，视图，j，i)是在检查台减速移动时获取的，并且控制同时转到正在进行的三维背投影。
图30是说明按照第二实施例执行的参数推断的流程图。
在步骤B1，选择尚未被获取的投影数据D0的一个视图。
在步骤B2，根据确定检查台12的线性移动速率的预定函数，推断表示获取投影数据D0的所选视图的检查台12位置的z坐标。
在步骤B3，根据表示检查台12位置的推断的z坐标，推断在获取所选择的投影数据D0的视图时获得的X射线管21、多检测器24和视场P的相对位置。
在步骤B4，由X射线管21、多检测器24和视场P的相对位置，推断在X射线发射方向上，通过投影多个平行线L0到L8，在检测器表面dp所形成的线T0到T8，线L0到L8提供在视场P中，相邻线之间有多个像素。
在步骤B5，计算锥形束重建权重，锥形束重建权重与表示线L0’到L8’的投影数据项Dr相乘，线L0’到L8’是通过在X射线发射方向上投影推断得到的线T0到T8在投影平面pp上形成的。
在步骤B6，在计算了施加到图像重建所需要的所有视图中的锥形束重建权重之后，处理过程完成。如果还有施加于任何视图的锥形束重建权重尚未计算，控制返回到步骤B1。
图31是按照第二实施例描述所执行的三维背投影的流程图。
在步骤C1，建立一个等待状态，直到重建CT图像所需的的所有视图中(即，在X射线管设置在360°内获取的视图，或X射线管设置在180°加扇形射束角)，投影数据D0(z，视图，j，i)的视图从正在进行的数据获取被选中(步骤A4’，A7’和A10’)。当投影数据D0(z，视图，j，i)的视图被选中时，控制进行到步骤C2。
在步骤C2，对在数据获取中被选中的投影数据D0(z，视图，j，i)进行预处理(经过偏移校正、对数校正、曝光校正和灵敏度校正)。
在步骤C3，经过预处理的投影数据D0(z，视图，j，i)被过滤，或更具体的，经过傅立叶变换，过滤(分配重建函数)，以及傅立叶逆变换。
在步骤C4，从数据获取中选中的的投影数据D0(z，视图，j，i)对投影数据项D0采样，投影数据项D0表示通过将在视场P中提供的、相邻线之间有多个像素的多个平行线L1到L8投影，在检测器表面dp上形成的线T0到T8。为了表示在X射线发射方向投影线T0到T8，在投影平面pp上形成的线L0’到L8’，形成投影数据项D0，由此投影数据项Dr产生，如图18所示。
此时，如果在进行中的参数推断中预先推断线T0到T8(图30中的步骤B4)，可以立即产生投影数据项Dr。
在步骤C5，表示线L0’到L8’的投影数据项Dr乘以锥形束重建权重，从而产生投影线数据项Dp，如图19所示。
此时，如果在正在进行的参数推断中预先推断锥形束重建权重(图30中的步骤B5)，可以立即产生投影数据项Dp。
在步骤C7中，在线的方向对投影线数据项Dp进行插值，从而产生高密度图像点线数据项Dh，如图20所示。
在步骤C8中，高密度图像点线数据项Dh被采样，并且如果需要，进行插值或外推，以产生表示构成线L0到L8的像素的背投影数据项D2，如图21所示。
在步骤C9中，高密度图像点线数据项Dh被采样，并进行插值或外推，以产生表示构成线L0到L8的像素的背投影数据项D2，如图22所示。
图18到图22表示各种要产生的数据，假设视角等于或大于-45°且小于45(或视角范围以此范围为中心并包括其它邻角)，并且等于或大于135°且小于225°(或视角范围以此范围为中心并且包括其它邻角)。图23至图27表示在下述情况下产生的等价种类的数据视角等于或大于45°且小于135°(或视角范围以此范围为中心并且包括其它邻角)，并且等于或大于225°且小于315°(或视角范围以此范围为中心并且包括其它邻角)。
参考图31，在步骤C10，如图28所示，图22或图27所示的背投影数据项D2被添加到相应的像素值。
在步骤C11，对于CT图像重建所需的所有视图(即，由放置在360°或180°+扇形射线束角内的X射线管获取的视图)，重复步骤C1到C10，从而产生背投影数据D3(x，y)。然后控制进行到步骤C12。
在步骤C12，为了产生CT图像，背投影数据D3(x，y)进行后处理。
按照第二个实施例中的X射线CT系统，不仅当线性移动速率保持恒定时，而且当线性移动加速或减速时，投影数据均可以获取并用于图像重建。因此，在整个线性移动的距离中对于加速或减速线性移动的距离能够用于图像重建。
此外，下面说明一下优点。
(1)在参数推断中，锥形束重建所基于的参数在投影数据D0的特定视图获取之前进行计算。因此，一旦获取投影数据D0，其能被立即处理。
(2)因为数据获取和三维背投影是同时执行的，所以能够减小直到图像产生时所经过的时滞。
顺便提一下，使用的图像重建方法可以是Feldkump算法，即通常采用的三维重建方法，或者是其他任何三维重建方法。不过它们都可以提供与前述算法同样的优点。
在不脱离本发明的精神和范围内可以构建本发明各种不同的实施例。应当理解，除了如所附的权利要求所限定的，本发明不限于说明书中所描述的特定的实施例。
权利要求
1.一种X射线CT成像方法，包括以下步骤在螺旋扫描期间，甚至在检查台的线性移动加速或减速时也获取投影数据(S1，A5，A10，A5’，A10’)；并使用所获取的投影数据用于图像重建(R1-R9，B1-B6，C1-C11)。
2.一种X射线CT成像方法，包括以下步骤在螺旋扫描期间，甚至在检查台的线性移动加速或减速时也获取投影数据(S1，A5，A10，A5’，A10’)；在每个视图或几个视图上附加坐标信息，所述坐标信息表示所述检查台在扫描期间在体轴(下文中称作z轴)方向的位置，或将所述坐标信息保存为单独信息(S1，B1，B2)；并将所获取的投影数据连同与每个视图或每几个视图同步的z坐标信息一起用于图像重建(B3-B6)。
3.如权利要求1或2所述的X射线CT成像方法，其中图像重建是与获取投影数据同时进行的(S1，A1-A12)。
4.如权利要求3所述的X射线CT成像方法，其中在获取投影数据之前，预测并保存作为用于图像重建的投影数据的某个视图基础的参数，或在获取投影数据期间预测上述参数(B4)。
5.如权利要求4所述的X射线CT成像方法，其中预先保存表示所述检查台位置变化的线性移动信息；在获取投影数据之前，从线性移动信息中推断出表示投影数据的某个视图被获取时所述检查台的位置的z坐标(B1-B3)；并且根据所推断的z坐标，计算作为用于图像重建的投影数据的基础的参数(B4)。
6.一种X射线CT系统，包括X射线管(21)X射线检测器(24)；扫描装置(26)，所述扫描装置使X射线管(21)和X射线检测器(24)至少其中之一绕着造影的对象旋转，使X射线管(21)和X射线检测器(24)相对于彼此移动，并相对于造影的对象线性移动，并且甚至在线性移动加速或减速期间也获取投影数据；以及根据获取的投影数据产生CT图像的图像重建装置(3)。
7.一种X射线CT系统，包括X射线管(21)X射线检测器(24)；扫描装置(26)，所述扫描装置使X射线管和X射线检测器至少其中之一绕着造影对象旋转，使它们都相对于彼此移动，并相对于造影对象线性移动，并且甚至在线性移动加速或减速期间也获取投影数据，将在扫描期间在体轴(下面称为z轴)方向表示检查台(12)位置的坐标信息附加到每个视图或几个视图上，或将坐标信息保存为单独信息；以及根据获取的投影数据和与每个视图或每几个视图同步的z坐标信息产生CT图像的图像重建装置(3)。
8.如权利要求6或7所述的X射线CT系统，其中由所述图像重建装置(3)执行的图像重建与由所述扫描装置(26)执行的获取投影数据同时进行。
9.如权利要求8所述的X射线CT系统，还包括参数保存装置(7)，用于在获取投影数据之前预测和保存参数，根据所述参数投影数据的某个视图用于图像重建，或用于在获取投影数据期间预测参数同时保存参数。
10.要求9所述的X射线CT系统，还包括线性移动信息保存装置(7)，用于预先保存由线性移动所导致的所述检查台的位置改变的线性移动信息；以及参数推断装置(7)，用于在获取投影数据之前，从线性移动信息中推断z坐标，所述z坐标表示所述检查台在投影数据的某个视图被获取时的位置，并按照推断出的z坐标计算作为投影数据用于图像重建的基础的参数。
全文摘要
本发明的目的是，在用于图像重建的螺旋扫描期间，利用在线性移动的整个距离中的线性移动加速或减速的距离。甚至在螺旋扫描所作的线性移动加速或减速期间也获取投影数据(A1－A12)。所获取的投影数据用于图像重建。而且，在线性移动加速期间，同时射线管电流增大(A4)，获取投影数据(A5)。在线性移动减速期间，同时射线管电流减小(A9)，获取投影数据(A10)。
文档编号A61B6/03GK1575765SQ20041006400
公开日2005年2月9日 申请日期2004年7月7日 优先权日2003年7月7日
发明者西出明彦, 堀内哲也, 萩原明 申请人:Ge医疗系统环球技术有限公司