基于部分扫描的ct图像重建方法、装置及ct设备的制作方法
【专利摘要】本发明涉及一种基于部分扫描的CT图像重建方法、装置及CT设备。所述方法包括：从扫描角度为βstart时开始CT扫描直至扫描角度为βend时结束CT扫描以获得扫描角度为[βstart，βend]的原始数据、对原始数据进行加权处理获得第一投影数据、根据第一投影数据扩展获得在扫描角度为[βstart-z，βend+z]范围内的第二投影数据、对第二投影数据进行重排处理获得重排数据以及根据重排数据进行图像重建获得CT重建图像。本发明能够实现投影数据的并行处理，缩小系统的等待时间。
【专利说明】基于部分扫描的CT图像重建方法、装置及CT设备
【技术领域】
[0001]本发明涉及CT成像领域，特别涉及一种基于部分扫描的CT图像重建方法、装置及CT设备。
【背景技术】
[0002]在X射线计算机断层扫描(Computed Tomograghy, CT)中，为了获得高分辨率并加快扫描速率，常采用部分扫描。部分扫描介于半扫描和完全扫描之间，在扫描运动的器官或组织(如心脏)时有优势:部分扫描的扫描时间较短，在成像过程中待检对象运动的可能性也小，从而减少了运动伪影对成像质量的影响。
[0003]部分扫描旋转的扫描角度一般在180°到360°之间。如图1所示，为CT部分扫描中用有检测器阵列101和射线源102的装置100以设定的扫描范围对感兴趣区TO进行曝光的轴向示意图。装置100包括可绕旋转中心Z转动的环形转盘(未示出)、固定在环形转盘直径方向一边的射线源102及另一边的检测器阵列101，环形转盘可以被装载在一机架(未示出)上，从而在扫描过程中围绕旋转中心z转动。扫描过程中，射线源102的射线穿透环形转盘内的感兴趣区TO后照射到检测器阵列101上。感兴趣区TO可以是病人等待测对象，在对感兴趣区TO进行扫描的过程中测量域得到的是感兴趣区TO的横截面区域。
[0004]检测器阵列101是由检测器构成的圆弧型阵列，如检测器al、a2及图1中省略示意的I?η个检测器(η为不小于I的自然数)，该圆弧的曲率中心点可设置为射线源102。从射线源102射出的每条射线都以不同的角度射到各检测器上，并形成扇形线束。当这些射线照射到每一个检测器上，每一个检测器便生成表示其接收到相应强度的射线的输出信号。检测器的输出信号通常由装置100的信号处理部分(未示出)处理，包括对输出信号进行滤波，以提高信噪比。一般将上述测量和处理得到的输出信号称为投影数据，射线源和旋转中心之间的连线Si与基准轴s0 (定义装置100初始化时射线源和旋转中心之间的连线为基准轴sO)的夹角为扫描角度β (扫描角度β也可称为View角，在部分扫描中，扫描角度β的取值范围满足π <β〈2 π )，射线源和旋转中心之间的连线Si与射线源和检测器阵列各检测器(比如检测器al)之间的连线(射线源和检测器al之间的连线s2)的夹角为扇形角Y (扇形角Y也可称为Channel角)，其中,连线si与射线源和检测器之间的各条连线所形成的夹角中角度最大的角为最大扇形角Ymax(图1中，连线Si与射线源和检测器a2之间的连线S3形成最大扇形角γ_)。每一个投影数据对应一个扫描角度β及一个扇形角Y。
[0005]基于装置100，现有技术的一种基于部分扫描的CT图像重建方法包括:对原始投影数据进行加权；依据扇形线束的对称性，将与相对称的两组投影数据中的其中一组数据去冗余并对剩余的投影数据进行合并；以及，基于合并后的投影数据重建图像。
[0006]图2是基于上述现有技术的部分扫描在扫描角度范围[β start, β end]下基于原始投影数据所生成用以重建图像的Radon平面示意图，图中有效面积内的点为经加权后的投影数据的数据值，其中:横坐标指示扫描角度β的变化范围，即扫描区间Wstart, ^enJ(下面用? = Ρ d - 定义扫描范围)，基于部分扫描的原理，虽然扫描范围不足2 π，
但也要求扫描范围咸不少于(η +2 Yfflax)，即为了部分扫描的数据量的充足性考量，要求有;^ +纵坐标指示扇形角Y的变化范围(图中扇形角Y的取值范围为
[-Y _，Y _]，是针对对称检测器阵列的)。
[0007]对于不对称检测器阵列，对应图2中的扇形角Y的变化范围则应为[-Ytl, YfflaJ或[-Ymax，Y Cl] (Y Diax和Y Cl均定义为扇形角绝对值且Y Diax和Yci大于0，图2中未示出)，其中，Ymax定义为检测器阵列一边的检测器与球管连线同球管与旋转中心的连线所构成的夹角的绝对值的最大值且Ymax由CT扫描系统确定，Y C1则定义为检测器阵列另一边的检测器与球管连线同球管与旋转中心的连线所构成的夹角的绝对值的最大值且Ytl也由CT扫描系统确定，并且，Y O满足Y (!〈 Ynlax，其最大扇形角仍为Ynlax;
[0008]图2所示坐标系中，在面积ABD’ Ε’范围内的每一点表示对应一个扫描角度β及一个扇形角Y的投影数据，也即在扫描角度为β时，扇形角为Y的检测器所测得的投影数据，每一部分面积表示一组投影数据，比如面积ABD’E’表示扫描区间[i3start，i3end]内所有的投影数据。
[0009]从部分扫描的原理可知，对于同一扇形角Y上以一扫描角度β得到的投影数据ρ(β，Y)，其应与在反方向扫描得到的投影数据Ρ(β ± Y)相等，即有ρ(β，γ)=Ρ(β 土 L-Υ)，因此，图2的面积ABD’ E’所示的投影数据中有部分数据是相一致的，现有技术将这部分相重复的数据作为冗余数据，在对原始数据进行加权后，将这些冗余数据与其相对应的投影数据进行合并，使原先扫描范围大于η+2 Ymax的数据量压缩至n+2Ymax扫描范围内，即使数据长度缩小了。比如，图2所示的扫描范围
2;r>^s>;r + 2ymax,有面积ABP上的投影数据与面积A’ B’ P’上的投影数据相一致，
面积APC上的投影数据与面积A’ P’ C’上的投影数据相一致，面积ADEC上的投影数据与面积A’ D’ E’ C’上的投影数据相一致，上述投影数据的对称性可以从投影数据满足Ρ(β, Υ)=Ρ(β 土 L-Y)的一致性上考虑，从上式可知投影数据的对称性满足线性条件，故从图2中可知点八、8、？、(:、0』所代表的投影数据分别与点4’、8’、？’、(:’、0’』’所代表的投影数据具备对称性，由此可得上述面积对称的结论可知，面积ABP上的投影数据、面积Α’ P’ C’上的投影数据及面积A’ D’ E’ C’上的投影数据为冗余数据。
[0010]基于上述，现有技术首先对原始投影数据进行加权，加权的目的是使投影数据和与其相一致(也即在扫描角度上相对称)的投影数据在对重建图像时所占权重和为1，如此，重建过程所存在的相重复数据的各投影数据与不存在重复数据的各投影数据对重建图像所贡献的比例是相同的。
[0011]其次，由于投影数据为扇形线束的射线扫描得到，基于扇形线束的对称性，将与相对称的两组投影数据中的一组数据与另一组数据进行去冗余合并，对相对称的两组投影数据进行合并的过程包括对其中一组数据的消除及对另一组数据的数据值进行改变，即将所消除的数据值增加至另一组数据的数据值上。上述数据值指图2上经加权后的投影数据的数据值，也即原始投影数据与各自权重值相乘后所得的数据值，去冗余合并的步骤主要通过将相对称投影数据的一投影数据的权重值叠加到另一投影数据的权重值上得以实现。
[0012]图3是对经加权的投影数据进行去冗余合并后所形成的用以重建图像的Radon平面示意图，从图3可知，将图2中的面积ABP上的投影数据与面积A’ B’ P’上的投影数据进行去冗余合并，即将面积ABP上的投影数据作为冗余数据去除，并将面积ABP上的投影数据的数据值与面积A’ B’ P’上对应投影数据的数据值合并，仅保留面积A’ B’ P’。类似的，将图2中的面积A’P’C’上的投影数据与面积APC上的投影数据进行去冗余合并，仅保留面积APC，将面积ADEC上的投影数据与面积A’ D’ E’ C’上的投影数据进行去冗余合并，仅保留面积ADEC，最终得到图3经去冗余合并后所形成的用以重建图像的Radon平面示意图，此时的投影数据所在面积AP A’ P’的扫描范围为戍=7r + 2ymM，对投影数据进行去冗余合并是在获得到全部的投影数据后再对上述投影数据进行处理并将数据量压缩合并到η +2 Yfflax的扫描范围内的过程。
[0013]现有技术基于部分扫描的CT图像重建方法是基于上述压缩后的投影数据重建图像，后续重建图像的过程还包括角度重排(Azimuthal Rebin)、径向重排(Radial Rebin)、卷积(Convolut1n,也即Filter)、反投影(Back Project1n)组成的数据流架构。然而，进行后续重建图像过程所需的投影数据是上述压缩后的投影数据，该压缩后的投影数据需要进行对所有原始投影数据的加权及去冗余合并才能获得，即必须等待所有的扫描范围内的原始投影数据到达后才能进行加权及去冗余合并，这使得图像重建的后续过程的每一节点，比如角度重排，所能激活节点并进行数据处理的最小输入单位是扫描范围为反=冗+ 2^_的数据量(即扫描范围β e (^start, ^end)上的数据量)。这对于图像重建过程来说是一种很大的弊端，不仅无法实现数据的实时性处理，还由于各节点会产生较长的数据等待时间，产生更多的内存消耗。
[0014]从另一方面来说，在某一节点的数据等待过程中，该节点是没有数据输出的，这使得该节点的后续节点无法进行并行操作；但是，反过来而言，一旦数据量到达，节点被激活并进行数据处理后，会一次性输出所有的数据量；数据量的突然而至，势必会给后续节点造成工作负荷量剧增，然而，对于系统追求的均衡节点工作量和提高节点并行工作性能来说，现有技术的处理方式是非常不合适的。此外，由于必须等待所有的扫描范围内的原始投影数据到达后才能进行加权及去冗余合并，还必须在系统内建立至少一个能够存储对应扫描范围内投影数据的内存，这又大大增加了系统的资源负担。
[0015]基于上述因素考虑到，系统无法实现数据的实时性处理主要是因为能激活角度重排等各节点的数据量的最小输入单位是扫描范围力=T + 2yniaJ^数据量，而对加权后的数据进行去冗余合并这一步骤是导致上述问题的因素。在对加权后的数据进行去冗余合并后，虽然对投影数据进行了压缩，也减小数据处理量，但在角度重排(Azimuthal rebin)这一过程中，会有如下问题:
[0016]图4中，横坐标Θ是重排之后的扫描角度，纵坐标仍然是与图3—致的扇形角。通过式(I)可以知道，原本在重排之前的如图3所示的投影数据，其在图3的Radon空间平面图内由于缺少一定扫描范围内的投影数据(由于图3基于图2产生了投影数据的合并，图3缺少了图2中面积ABP、面积P’ A’(:’、面积么’ D’ E’ C’的投影数据)，因此在图4角度重排所示的平面内，其表示重排后的投影数据面积ABD’ E’是不完整的。
[0017]图4中，可知重排之前的Radon空间里β从β start到β end (也即图4的O到|s
)的区域到重排之后的Radon空间成为了 Θ轴上从Imax到辰+fmax平行四边形。但是，
图4中的区域ABX和区域YD’ E’指明:在重排时在扫描范围[_Ymax，YmaJ和扫描范围
\KJ+rX1上，仅是部分检测器采样得到了投影数据(即图3所示对投影数据的合并过程相当于仅部分检测器采样得到了投影数据)，但对于扫描角度上的数据采样，是从检测器阵列的全部检测器的数据进行采样的(从图4看，就是对平行四边形ABD’ E’在横坐标的扫描范围内采集平行于纵坐标的扫描线上的数据，比如扫描线LI及扫描线L2)，但无法建立检测器阵列的全部检测器的数据(比如对应扫描线LI上的投影数据可认为是检测器阵列的全部检测器的数据，但对应扫描线L2上的投影数据仅是部分检测器的数据)，这会造成数据缺损。现有技术的在重排过程中的这种数据缺损对于数据的后续处理也存在一定的弊端，造成数据处理效率低下。
[0018]综上，现有技术的图像重建过程至少存在如下缺陷:
[0019]需在原始投影数据全部检测并获取完毕才能够进行对数据去冗余及合并的处理步骤，因此，在基于投影数据进行重建图像这一耗时较大的处理过程时，无法实现投影数据的并行处理，导致系统长时间处于等待状态，系统效率很低。
【发明内容】
[0020]本发明技术方案所解决的技术问题是:如何实现投影数据的并行处理，以缩小系统的等待时间。
[0021]为了解决上述技术问题，本发明技术方案提供了一种基于部分扫描的CT图像重建方法，包括:
[0022]从扫描角度为β start时开始CT扫描直至扫描角度为β end时结束CT扫描以获得扫描角度为Wstart, ^endl的原始数据，其中，^start为起始扫描角度，β-为结束扫描角度；
[0023]对原始数据进行加权处理获得第一投影数据；
[0024]根据第一投影数据扩展获得在扫描角度为[β start-z, β end+z]范围内的第二投影数据，所述扩展过程为对第二投影数据中的扫描角度为Wstart-Z, β starJ与[β-，β end+z]范围内的第二投影数据进行添零处理，并对扫描角度为[Pstart, 范围内的第二投影数据用所述第一投影数据覆盖，其中，Z=2Y_，Ymax为检测器与球管连线同球管与旋转中心的连线所构成的夹角的绝对值的最大值且Ymax由CT扫描系统确定；
[0025]对第二投影数据进行重排处理获得重排数据；
[0026]根据重排数据进行图像重建获得CT重建图像。
[0027]可选的，所述加权处理使重建图像时在扫描角度上对称的投影数据的权重之和为
1
[0028]可选的，所述检测器关于所述球管等角度排列。
[0029]可选的，所述检测器等距离排列。
[0030]可选的，所述对原始数据进行加权处理获得第一投影数据包括:基于Parker加权函数得到权重值。
[0031]可选的，所述基于Parker加权函数得到的权重值w( β，Y )满足:
[0032]w(^ , Υ)=3χ(β , gamma)2-2χ(β , y)3
[0033]其中，
[0034]
【权利要求】
1.一种基于部分扫描的CT图像重建方法,其特征在于,包括: 从扫描角度为β start时开始CT扫描直至扫描角度为β end时结束CT扫描以获得扫描角度为[Pstart，^endl的原始数据，其中，Pstart为起始扫描角度，β-为结束扫描角度； 对原始数据进行加权处理获得第一投影数据； 根据第一投影数据扩展获得在扫描角度为[Pstart-Z, β_+ζ]范围内的第二投影数据，所述扩展过程为对第二投影数据中的扫描角度为Wstart-Z, β start]与[β_ β end+z]范围内的第二投影数据进行添零处理，并对扫描角度为[Pstart, β_]范围内的第二投影数据用所述第一投影数据覆盖，其中，Z=2Y_，Ymax为检测器与球管连线同球管与旋转中心的连线所构成的夹角的绝对值的最大值且Ymax由CT扫描系统确定； 对第二投影数据进行重排处理获得重排数据； 根据重排数据进行图像重建获得CT重建图像。
2.如权利要求1所述的基于部分扫描的CT图像重建方法，其特征在于，所述加权处理使重建图像时在扫描角度上对称的投影数据的权重之和为I。
3.如权利要求1所述的基于部分扫描的CT图像重建方法，其特征在于，所述检测器关于所述球管等角度排列。
4.如权利要求 1所述的基于部分扫描的CT图像重建方法，其特征在于，所述检测器等距离排列。
5.如权利要求1或2所述的基于部分扫描的CT图像重建方法，其特征在于，所述对原始数据进行加权处理获得第一投影数据包括:基于Parker加权函数得到权重值。
6.如权利要求5所述的基于部分扫描的CT图像重建方法,其特征在于，所述基于Parker加权函数得到的权重值w ( β，y )满足:
β为CT扫描的扫描角度； Y为检测器与球管连线同球管与旋转中心的连线所构成的夹角； β start为起始扫描角度；β de满足
是一个考虑实际扫描范围与最小扫描范围π +2 Yniax之间相对扫描范围的参数；
7.如权利要求1所述的基于部分扫描的CT图像重建方法，其特征在于，所述根据重排数据进行图像重建获得CT重建图像包括: 通过预定的卷积函数对所述重排数据卷积以获得卷积后的投影数据； 对卷积后的投影数据进行反投影来重建图像。
8.一种基于部分扫描的CT图像重建装置，其特征在于，包括: 扫描单兀，用于从扫描角度为β start时开始CT扫描直至扫描角度为Pmd时结束CT扫描以获得扫描角度为[i3start，U的原始数据，其中，Pstart为起始扫描角度，为结束扫描角度； 加权处理单元，用于对原始数据进行加权处理获得第一投影数据； 扩展单元，用于根据第一投影数据扩展获得在扫描角度为[i3start_Z，β end+z]范围内的第二投影数据，所述扩展过程为对第二投影数据中的扫描角度为[Pstart-z，Pstart]与[^end, β end+z]范围内的第二投影数据进行添零处理，并对扫描角度为Mstart, β md]范围内的第二投影数据用所述第一投影数据覆盖，其中，Z=2Y_，Ymax为检测器与球管连线同球管与旋转中心的连线所构成的夹角的绝对值的最大值且Ymax由CT扫描系统确定；重排处理单元，用于对第二投影数据进行重排处理获得重排数据； 重建单元，用于根据重排数据进行图像重建获得CT重建图像。
9.一种CT设备，其特征在于，包括如权利要求8所述的基于部分扫描的CT图像重建装置。
【文档编号】G06T11/00GK104167007SQ201310185355
【公开日】2014年11月26日 申请日期:2013年5月17日 优先权日:2013年5月17日
【发明者】何益平 申请人:上海联影医疗科技有限公司