医学成像设备及其操作方法与流程

本申请涉及2016年12月2日提交的第10-2016-0163893号韩国专利申请并要求其优先权，其内容通过引用并入本文。

技术领域

本公开涉及一种医学成像装置及其操作方法，并且更具体地涉及一种减少在计算机断层扫描(CT)图像的处理期间生成的金属伪影的装置和方法。

背景技术：

医学成像装置是用于捕捉对象的内部结构的图像的设备。医学成像装置是非侵入式检查装置，其捕获并处理人体的结构细节、其内部组织和在人体内的流体流动的图像，并将处理后的图像提供给用户。用户(诸如医生)可以通过使用从医学成像装置输出的医学图像来诊断患者的健康状态和疾病。

用于将X射线照射到患者上以扫描对象的装置的代表性示例包括计算机断层扫描(CT)装置。与通常的X射线装置相比，CT装置能够提供对象的横截面图像并且独特地表达对象的内部结构(例如，诸如肾脏，肺等的器官)。因此，CT装置被广泛用于精确诊断疾病。

CT装置可以通过使用X射线检测器来检测透过对象的X射线，并且可以对使用检测的X射线获得的原始数据执行图像处理，由此重建准确的CT图像。当捕获CT图像的对象包括具有比相邻身体组织显著更高的密度的对象时，例如，金属植入物、射线硬化(beam hardening)、电子束散射，由于相对非常大的衰减系数，可能会在CT图像中出现条纹伪影。因此，当重建CT图像时，可能在金属植入物所在的区域中以及金属植入物所穿过的方向上出现金属伪影。金属伪影可能使得CT图像不清晰并且可能降低可读性。

技术实现要素：

为了解决上述缺陷，主要目的在于提供用于在从通过对象透过的X射线获得的原始数据重建计算机断层扫描(CT)图像中减少金属伪影的金属伪影减少(MAR)方法和装置。

其他方面将在下面的描述中部分阐述，并且部分将从描述中显而易见，或者可以通过实践所呈现的实施例而了解。

根据实施例的一方面，一种操作CT成像装置的方法包括：根据从X射线检测器接收的第一原始数据生成第一CT图像数据，并从第一CT图像数据中截取待恢复区域；基于从其截取待恢复区域的第一CT图像数据生成第二原始数据和第三CT图像数据；通过对第三CT图像执行前向投影获得第三原始数据；基于包括在第三原始数据中的多个像素的像素值，获得连接相关的像素的虚拟线的方向信息；以及基于方向信息对第二原始数据内与待恢复区域对应的像素的像素值进行插值。

根据实施例的一方面，一种计算机断层扫描(CT)成像装置包括：数据获取器，被配置为从由对象透过的X射线获得第一原始数据；以及处理器，被配置为：从第一原始数据生成第一CT图像数据，从第一CT图像数据中设置并截取待恢复区域，基于从其截取待恢复区域的第一CT图像数据生成第二原始数据和第三CT图像数据，通过对第三CT图像数据进行前向投影获得第三原始数据，基于包括在第三原始数据中的多个像素的像素值，获得连接相关像素的虚拟线的方向信息，以及基于方向信息对第二原始数据内与待恢复区域对应的像素的像素值进行插值。

根据实施例的一方面，计算机可读记录介质上记录有用于执行操作CT成像装置的方法的程序。

在进行下面的详细描述之前，阐明贯穿本专利文件使用的特定词语和短语的定义可能是有利的：术语“包括”和“包含”及其派生词意味着包括但不限于；术语“或”是包含性的，意思是和/或；短语“与......相关”和“与其相关联”及其派生词可以表示包括，被包括在内，与...互相连接，包含，被包含在...内，连接到或与...连接，耦合到或与...耦合，与...通信，与...协作，交织，并置，接近于，绑定到或与...绑定，具有...的性质等；

并且术语“控制器”是指控制至少一个操作的任何设备，系统或其部分，这样的设备可以以硬件，固件或软件或其中的至少两个的一些组合来实现。应该注意，与任何特定控制器相关的功能可以是集中式的或分布式的，不管是本地的还是远程的。

此外，下面描述的各种功能可以由一个或多个计算机程序来实现或支持，每个计算机程序均由计算机可读程序代码形成并体现在计算机可读介质中。术语“应用”和“程序”是指适于在合适的计算机可读程序代码中实现的一个或多个计算机程序，软件组件，指令集，过程，功能，对象，类，实例，相关数据或其一部分码。短语“计算机可读程序代码”包括任何类型的计算机代码，包括源代码，目标代码和可执行代码。短语“计算机可读介质”包括能够被计算机访问的任何类型的介质，诸如只读存储器(ROM)，随机存取存储器(RAM)，硬盘驱动器，光盘(CD)，数字视频光盘(DVD)或任何其他类型的存储器。“非临时性”计算机可读介质排除传输临时性电信号或其他信号的有线，无线，光学或其他通信链路。非临时性计算机可读介质包括数据可以被永久存储的介质和数据可以被存储并且随后被重写的介质，诸如可重写光盘或可擦除存储器设备。

本专利文件中提供了对特定词语和短语的定义，本领域的普通技术人员应该理解，在许多情况下(如果不是绝大多数情况下)，这样的定义适用于此类定义的词语和短语的以前以及将来的使用。

附图说明

为了更完整地理解本公开及其优点，现在参照以下结合附图的描述，其中，相同的附图标记表示相同的部件：

图1是示出根据本公开的实施例的计算机断层扫描(CT)成像装置的结构的框图；

图2是示出根据本公开的实施例的CT成像装置的框图；

图3是示出根据本公开的实施例的CT成像装置对来自原始数据的金属伪影进行插值的方法的流程图；

图4A-图4C是示出根据本公开的实施例的CT成像装置截取由金属伪影产生的待恢复区域并且插值与待恢复区域对应的像素的方法的视图；

图5A-图5C是示出根据本公开的实施例的CT成像装置从CT图像生成分割图像的方法的视图；

图6A和图6B是示出根据本公开的实施例的CT成像装置从通过对分割图像执行前向投影而获得的原始数据获得方向信息的方法的视图；

图7是示出根据本公开的实施例的CT成像装置基于获取的方向信息来插值与原始数据中的待恢复区域对应的像素的像素值的方法的图像；

图8A示出通过不考虑正弦图的方向信息而对像素进行插值而重建的正弦图；

图8B示出通过使用根据本公开实施例的方法对正弦图的像素进行插值而重建的正弦图；以及

图9是示出根据本公开的实施例的CT成像装置通过重建插值的原始数据图像来生成最终CT图像的方法的流程图。

具体实施方式

下文讨论的图1至图9以及用于描述本专利文件中的本公开的原理的各种实施例仅作为说明，而不应以任何方式解释为限制本公开的范围。本领域技术人员将理解，本公开的原理可以以任何适当布置的系统或设备来实现。

在整个说明书中，相同的附图标记或字符表示相同的元件。在本说明书中，对实施例的全部要素没有进行说明，但是本发明的技术领域中的一般事项或实施例之间的冗余内容将不再描述。在此使用的术语“部件”和“部分”可以使用软件或硬件来实现，并且根据实施例，多个“部件”或“部分”可以使用单个单元或元件，或者单个“部件”或“部分”可以使用多个单元或元件来实现。现在将参照附图更全面地描述本公开的操作原理及其实施例。

在本说明书中，图像可以包括由诸如计算机断层扫描(CT)装置、磁共振成像(MRI)装置、超声成像装置或X射线装置的医学成像装置获得的医学图像。

在整个说明书中，术语“对象”是要被成像的事物，并且可以包括人、动物或者人或动物的一部分。例如，对象可以包括身体的一部分(即，器官)、幻影等。

在本说明书中，“CT系统”或“CT装置”是指被配置为在相对于对象围绕至少一个轴旋转的同时发射X射线并且通过检测X射线来拍摄对象的系统或装置。

在本说明书中，“CT图像”是指从通过利用检测当CT系统或装置相对于对象围绕至少一个轴旋转时发射的X射线拍摄对象而获得的原始数据构建的图像。

图1示出根据一个实施例的CT系统100的结构。

CT系统100可以包括机架110、台面105、控制器130、存储器140、图像处理器150、输入接口160、显示器170和通信接口180。

机架110可以包括旋转框架111、X射线发生器112、X射线检测器113、旋转驱动器114和读出设备115。

旋转框架111可以从旋转驱动器114接收驱动信号并围绕旋转轴(RA)旋转。

防散射栅格116可以设置在对象和X射线检测器113之间，并且可以传输大部分初级辐射并衰减散射的辐射。对象可以放置在台面105上，台面105可以在CT扫描期间移动、倾斜或旋转。

X射线发生器112从高压发生器(HVG)接收电压和电流以产生和发射X射线。

CT系统100可以被实现为包括一个X射线发生器112和一个X射线检测器113的单源CT系统，或者被实现为包括两个X射线发生器112和两个X射线检测器113的双源CT系统。

X射线检测器113检测穿过对象的辐射。例如，X射线检测器113可以通过使用闪烁体、光子计数检测器等来检测辐射。

驱动X射线发生器112和X射线检测器113的方法可以根据用于扫描对象的扫描模式而变化。根据X射线检测器113移动的路径，扫描模式被分类为轴向扫描模式和螺旋扫描模式。此外，根据发射X射线的时间间隔，扫描模式被分类为预期模式(prospective mode)和回顾模式(retrospective mode)。

控制器130可以控制CT系统100的每个组件的操作。控制器130可以包括被配置为存储用于执行功能或数据的程序代码的存储器以及被配置为处理程序代码或数据的处理器。控制器130可以以至少一个存储器和至少一个处理器的各种组合来实现。处理器可以根据CT系统100的运行状态以及程序模块的处理操作，生成或删除程序模块。

读出设备115接收由X射线检测器113生成的检测信号，并将检测信号输出到图像处理器150。读出设备115可以包括数据获取系统(DAS)115-1和数据发送器115-2。DAS 115-1使用至少一个放大电路来放大从X射线检测器113输出的信号，并且输出放大的信号。数据发送器115-2使用诸如复用器(MUX)的电路将在DAS115-1中放大的信号输出到图像处理器150。根据切片厚度或切片数量，可以仅将由X射线检测器113收集的多个数据片段的一些提供给图像处理器150，或者图像处理器150可以仅选择多个数据片段中的一些。

图像处理器150从读出设备115获得的信号(例如，作为处理之前的数据的纯数据)获得断层扫描数据。图像处理器150可以对获得的信号进行预处理，将获得的信号转换成断层扫描数据，并且后处理断层扫描数据。图像处理器150可以执行本文描述的处理中的一些或全部，并且由图像处理器150执行的处理的类型或顺序可以根据实施例而改变。

图像处理器150可以对由读出设备115获得的信号执行预处理，诸如校正通道之间的灵敏度不规则性的处理、校正信号强度的快速下降的处理或者校正由于X射线吸收材料引起的信号损失的处理等。

根据实施例，图像处理器150可以执行用于重建断层扫描图像的一些或全部过程，从而生成断层扫描数据。根据一个实施例，断层扫描数据可以是已经经历反向投影(back-projection)的数据的形式，或者是断层扫描图像的形式。根据实施例，可以通过诸如服务器、医疗装置或便携式设备的外部设备对断层扫描数据执行附加处理。

原始数据是对应于穿过对象的X射线的强度的一组数据值，并且可以包括投影数据或正弦图(sinogram)。通过使用关于发射X射线的角度的信息对原始数据执行反向投影而获得已经经历反向投影的数据。通过使用包括原始数据的反向投影的图像重建技术来获得断层扫描图像。

存储器140是用于存储控制相关数据、图像数据等的存储介质，并且可以包括易失性或非易失性存储介质。

输入接口160从用户接收控制信号、数据等。显示器170可以显示指示CT系统100的操作状态的信息、医疗信息、医学图像数据等。

CT系统100包括通信接口180，并且可以经由通信接口180连接到诸如服务器、医疗装置和便携式设备(智能电话、平板个人计算机(PC)、可穿戴设备等)的外部设备。

通信接口180可以包括能够与外部设备通信的一个或多个组件。例如，通信接口180可以包括短距离通信模块、有线通信模块和无线通信模块。

通信接口180可以从外部设备接收控制信号和数据，并将接收的控制信号发送到控制器130，使得控制器130可以根据接收的控制信号来控制CT系统100。

可替选地，通过经由通信接口180向外部设备发送控制信号，控制器130可以根据控制信号来控制外部设备。

例如，外部设备可以根据经由通信接口180从控制器130接收的控制信号来处理数据。

用于控制CT系统100的程序可以安装在外部设备上，并且可以包括用于执行控制器130的一些或全部操作的指令。

程序可能预先安装在外部设备上，或者外部设备的用户可以从提供安装应用的服务器上下载程序。提供应用的服务器可以包括其上记录有程序的记录介质。

根据实施例，CT系统100在CT扫描期间可以使用或不使用造影剂，并且可以被实现为连接到其他设备的装置。

图2是示出根据本公开的实施例的计算机断层扫描(CT)成像装置200的框图。

参照图2，CT成像装置200可以包括数据获取器210和图像处理器220。图2示出用于解释根据本公开的实施例的CT成像装置200的组件，CT成像装置200可以进一步包括在图1的CT系统100中包括的组件。

数据获取器210可以从图1的X射线检测器113接收辐射到对象上的X射线，并且可以放大X射线信号，从而获得关于对象的原始数据。根据实施例，数据获取器210可以经由图1的通信接口180从外部源接收X射线原始数据。

处理器220通过使用诸如处理和图像处理的方法来重建由数据获取器210获得的原始数据，从而生成CT图像数据。处理器220可以包括诸如现场可编程门阵列(FPGA)或专用集成电路(ASIC)的硬件组件。处理器220可以包括中央处理单元(CPU)、微处理器和图形处理单元(GPU)中的至少一个。处理器220可以是包括处理器和存储器的硬件单元。然而，处理器220不限于此，处理器220可以是能够对原始数据进行处理和图像处理的任何其他硬件设备。

根据实施例，由处理器220接收的原始数据可以是正弦图。处理器220可以重建接收的第一原始数据以生成第一CT图像数据。根据实施例，处理器220可以根据使用滤波反向投影(FBP)算法的方法来生成第一原始数据。

处理器220可以根据第一CT图像数据设置待恢复区域，并从第一CT图像数据中截取待恢复区域。根据实施例，处理器220可以从第一CT图像数据中仅截取表示对象透过的X射线的衰减程度的数据值超过预设阈值的区域。处理器220可以使用Hounsfield单元(HU)来截取待恢复区域。作为相对图，HU表示当通过特定材料透过X射线时X射线根据基于特定材料的密度差的吸收度而衰减的程度。当HU的值增加时，X射线衰减、即X射线被阻挡的程度增加。例如，水可以具有0HU的值，空气可以具有-1000HU的值，人的软组织可以具有10HU与30HU之间的值，并且人的骨骼可以具有1000HU的值。待恢复区域可能由于例如具有大约3000HU或更大的值的金属植入物而包括金属伪影。稍后将参照图4A详细描述处理器220截取待恢复区域的方法。

处理器220可以通过对从其截取待恢复区域的第一CT图像数据执行前向投影来生成第二原始数据，并且可以对包括在第二原始数据中与待恢复区域对应的像素的像素值进行插值。根据实施例，处理器220可以通过执行线性插值来对包括在第二原始数据中与待恢复区域对应的像素进行插值。

处理器220可以通过对经由插值重建的第二原始数据执行FBP来生成第二CT图像数据。处理器220可以根据表示透过对象的X射线的衰减程度的数据值从第二CT图像数据生成分割图像(split image)。根据实施例，处理器220可以设置由对象透过的X射线的衰减程度的最小值或最大值，即HU，并且可以仅从对象分割与大于预设最小值的值或小于预设最大值的值对应的组织区域。根据实施例，分割图像可以包括软组织或骨骼。

处理器220可以通过对分割图像执行前向投影来获得第三原始数据。处理器220可以基于包括在获得的第三原始数据中的多个像素的像素值来获得连接相关的像素的虚拟线的方向信息。详细地，处理器220可以获得虚拟线的方向信息，该虚拟线将包括在第三原始数据中的多个像素中的第一像素连接到在第一方向和第二方向上与第一像素相邻的像素中像素值相对于第一像素的像素值变化最小的第二像素。根据另一实施例，处理器220可以获得虚拟线的方向信息，该虚拟线将包括在第三原始数据中的多个像素中的第一像素连接到在第一方向和第二方向上与第一像素相邻的像素中像素值与第一像素的像素值相似的第二像素。稍后将参照图6B详细描述处理器220从第三原始数据获得方向信息的方法。

处理器220可以基于从第三原始数据获得的方向信息对第二原始数据内与待恢复区域对应的像素的像素值进行插值。根据实施例，处理器220可以通过执行线性插值、样条插值和多项式插值中的至少一个来对与待恢复区域对应的像素的像素值进行插值。

在从原始数据恢复CT图像时，在以毫米(mm)为单位执行重要手术的情况下，需要精确测量由于金属植入物而产生的金属伪影的尺寸。另外，当恢复CT图像时，在金属伪影周围的亮区域或暗区域内产生的带状伪影(banding artifact)可能妨碍准确的手术。根据本公开的实施例的CT成像装置200可以基于原始数据(例如，正弦图)的先前数据、即在恢复CT图像之前获得的方向信息对由于金属伪影而需要恢复的待恢复区域的像素进行插值，从而提高恢复CT图像的准确性和MAR的性能。

图3是示出根据本公开的实施例的图2的CT成像装置200对来自原始数据的金属伪影进行插值的方法的流程图。

在操作S310中，CT成像装置200从接收的第一原始数据生成第一CT图像数据，并且从第一CT图像数据中截取待恢复区域。根据实施例，接收的第一原始数据可以是从对象透过并由图1的X射线检测器113检测的X射线获得的正弦图，并由图1的数据获取系统115-1输出。根据实施例，CT成像装置200可以通过将FBP应用于第一原始数据来生成第一CT图像数据。CT成像装置200从第一CT图像数据中设置待恢复区域，并且从第一CT图像数据中截取设置的待恢复区域。CT成像装置200可以从第一CT图像数据中将具有等于或大于预设阈值的HU的区域设置为待恢复区域。例如，待恢复区域可以是金属伪影，诸如具有大约3000HU或更大值的金属植入物。

根据实施例，CT成像装置200可以从第一CT图像数据中截取设置的待恢复区域。

在操作S320中，CT成像装置200基于第一CT图像数据生成第二原始数据和第三CT图像数据。根据实施例，CT成像装置200可以通过对从其截取待恢复区域的第一CT图像数据执行前向投影来生成第二原始数据。

在操作S330中，CT成像装置200通过对第三CT图像数据执行前向投影来获得第三原始数据。

在操作S340中，CT成像装置200获得将第三原始数据内的相关像素彼此连接的虚拟线的方向信息。根据实施例，CT成像装置200可以获得连接包括在第三原始数据中的多个像素之中具有变化最小的像素值的像素的虚拟线的方向信息。CT成像装置200可以获得连接包括在第三原始数据中的多个像素之中具有相似像素值的像素的虚拟线的方向信息。

在操作S350中，CT成像装置200基于方向信息对第二原始数据内与待恢复区域对应的像素的像素值进行插值。根据实施例，CT成像装置200可以基于在操作S340中获得的方向信息，通过使用相邻的邻居像素的像素值在第二原始数据内执行线性插值来对与待恢复区域对应的像素的像素值进行插值。

CT成像装置200可以使用线性插值方法、多项式插值以及样条插值中的一个插值方法，在线性插值方法中，获得通过像素的函数并使用线性等式插值，在多项式插值中，通过以n阶或更小的多项式等式来表示通过n+1个像素的多项式等式而对像素值进行插值，在样条插值中，将多项式等式应用于像素值的子集。线性插值、多项式插值和样条插值对于本公开所属领域的普通技术人员是公知的，因此将省略其详细描述。

然而，实施例不限于此，并且CT成像装置200可以通过使用任何其他众所周知的插值方法对像素值进行插值。

图4A是示出根据本公开的实施例的图2的CT成像装置200截取由于金属伪影而产生的待恢复区域的方法的图像。

图4A示出由CT成像装置200对从人的头部透过的X射线接收的第一原始数据执行FBP而获得的第一CT图像400。参照图4A，第一CT图像400可以包括金属植入物401、骨骼402和软组织403的图像。根据基于对象内的组织密度之间的差异的吸收程度，X射线具有不同的衰减程度。因此，第一CT图像400内的金属植入物401、骨骼402和软组织403可以以不同的亮度等级显示。

通常，因为金属植入物401具有大约3000HU或更大的值，所以可以最明亮地显示金属植入物401。在图4A中，金属植入物401被显示为两个点。存在从表示金属植入物401的两个点在所有方向上延伸的相对亮或暗的区域。该区域是由于金属植入物401而产生的金属伪影，并且可能使得用户(例如，医生)难以读取第一CT图像400。

图4B示出CT成像装置200通过从图4A的第一CT图像400中截取待恢复区域然后重建第一CT图像400而生成的正弦图410。参照图4B，正弦图410可以包括金属迹线(trace)411、对应于图4A的骨骼402的第一像素数据412、以及对应于图4A的软组织403的第二像素数据413。

CT成像装置200可以将第一CT图像400中的金属植入物401设置为待恢复区域，并且从第一CT图像400中分割待恢复区域。在图4B中，待恢复区域可以是由于图4A的金属植入物401而生成的金属迹线411。

CT成像装置200可以将正弦图410中与金属迹线411对应的像素的像素值处理为“空”或“0”，并且可以基于在第一方向(X方向)上与对应于金属迹线411的像素相邻的像素的像素值对与金属迹线411对应的像素进行插值。根据实施例，CT成像装置200可以通过执行线性插值对与金属迹线411对应的像素值进行插值。

图4C是示出根据本公开的实施例的图2的CT成像装置200截取由于金属伪影而产生的待恢复区域并对与待恢复区域对应的像素进行插值的方法的流程图。

在操作S410中，CT成像装置200通过对从其截取待恢复区域的第一CT图像数据执行前向投影来生成第二原始数据。参照图4A-图4C，CT成像装置200可以通过对与第一CT图像400对应的第一CT图像数据执行前向投影来形成正弦图410。第二原始数据可以是正弦图410。

在操作S420中，CT成像装置200对第二原始数据内与待恢复区域对应的像素进行插值。参照图4A-图4C，CT成像装置200可以基于与对应于金属迹线411的像素相邻的像素的像素值，对正弦图410中与金属迹线411对应的像素的像素值进行插值。根据实施例，CT成像装置200可以通过执行线性插值对与待恢复区域对应的像素值进行插值。待恢复区域可以是金属迹线411。

图5A示出CT成像装置200通过执行线性插值对图4B的正弦图410内与图4B的金属迹线411对应的像素值进行插值然后对插值的像素值执行FBP而重建的第二CT图像500。

参照图5A，在第二CT图像500上，与图4B的金属迹线411对应的待恢复区域501可以相对较暗地显示。表示图4A的金属植入物401的两个点和由于图4B的金属迹线411而需要恢复的待恢复区域501可能降低第二CT图像500的准确性，并且使用户(例如，医生)难以从CT图像确定患者的病变。

图5B示出基于X射线衰减程度从图5A的重建的第二CT图像500生成的分割图像510。

参照图5B，分割图像510可以包括对象内的软组织511和骨骼512。根据实施例，CT成像装置200可以为第二CT图像500设置HU的最小值或最大值，并且可以从第二CT图像500中基于所设置的最小值或最大值仅分割对应的组织区域，由此生成分割图像510。

如在图5B的实施例中那样，当CT成像装置200将HU范围设置在-100HU和1000HU之间时，分割图像510可以包括软组织511和骨骼512。

图5C是示出根据本公开的实施例的CT成像装置200从CT图像生成分割图像的方法的流程图。

在操作S510中，CT成像装置200通过对第二原始数据执行反向投影来生成第二CT图像数据。参照图5A和图5C，CT成像装置200可以通过将FBP应用于图4B的正弦图410来生成第二CT图像数据。第二原始数据可以是正弦图410，并且第二CT图像数据可以是第二CT图像500。

在操作S520中，CT成像装置200通过根据由对象透过的X射线的衰减程度来分割第二CT图像数据而生成第三CT图像数据。参照图5B和图5C，CT成像装置200可以通过从图5A的第二CT图像500仅分割与大于最小值或小于最大值的值对应的组织区域来生成第三CT图像数据。

图6A示出图2的CT成像装置200通过对图5B的分割图像510执行前向投影获得的正弦图600。

参照图6A，CT成像装置200可以通过执行线性插值对图4B的正弦图410内的图4B的金属迹线411的像素值进行插值然后对插值的像素值执行FBP生成图5A的重建的第二CT图像500，可以通过从第二CT图像500设定HU生成图5B的分割图像510，并且可以从分割图像510获得正弦图600。

正弦图600可以包括由X射线检测器113通过图1的旋转框架111每次围绕对象旋转1°检测的X射线信号的波形。CT成像装置200可以分析正弦图600上示出的X射线信号的波形，以获得波形的方向信息。在正弦图600上示出的波形的方向性可以基于包括在正弦图600中的像素的像素值来获得。

图6B是示出根据本公开的实施例的CT成像装置200获得包括在图6A的正弦图600的部分6A中的多个像素之间的方向信息的方法的示图。

参照图6B，部分6A可以包括第一像素P1、第二像素P2、第三像素P3、第四像素P4以及多个特性值波形610。通过由于对象内的组织密度之间的差异而导致的X射线透过度可以在正弦图600内生成多个特性值波形610，并且可以包括具有相关像素值的多个像素的集合。像素值可以是指由于对象内的组织密度之间的差异而引起的由X射线透过度产生的每个像素的亮度的相对值。在具有大像素值的像素的情况下，可以通过沿着多个路径在对象内通过具有相对较大密度的组织来获得大像素值。像素值可以具有例如0至5的范围内的值。

根据实施例，CT成像装置200可以获得将正弦图600的第一像素P1连接到在第一方向(X方向)和第二方向(Y方向)上与第一像素P1相邻的第二像素P2至第四像素P4之中像素值相对于第一像素P1的像素值变化最小的像素的虚拟线l的方向信息。例如，第二像素P2至第四像素P4之中像素值相对于第一像素P1的像素值变化最小的像素可以是第二像素P2。CT成像装置200可以获得将第一像素P1连接到第二像素P2的虚拟线l的方向信息。根据实施例，虚拟线l的方向可以是与多个特征值波形610平行的方向。

根据另一实施例，CT成像装置200可以获得将正弦图600的第一像素P1连接到在第一方向(X方向)和第二方向(Y方向)上与第一像素P1相邻的第二像素P2至第四像素P4之中像素值与第一像素P1的像素值最相似的像素的虚拟线l的方向信息。例如，第二像素P2至第四像素P4之中像素值与第一像素P1的像素值最相似的像素可以是第二像素P2。CT成像装置200可以获得将第一像素P1连接到第二像素P2的虚拟线l的方向信息。根据实施例，虚拟线l的方向可以是与多个特征值波形610平行的方向。

图7是示出根据本公开的实施例的CT成像装置200基于获得的方向信息对与原始数据中的待恢复区域对应的像素的像素值进行插值的方法的图像。

参照图7，CT成像装置200可以基于在图6B中获得的虚拟线l的方向信息对正弦图700中与待恢复区域对应的待恢复像素710的像素值进行插值。正弦图700可以通过从图4A的第一CT图像400中截取设置为待恢复区域的图4A的金属植入物401然后在重建的第一CT图像400上执行前向投影而产生。

正弦图700内的待恢复像素710的像素值可以通过在平行于虚拟线l的方向的方向上使用与待恢复像素710相邻的像素的像素值进行插值。根据实施例，CT成像装置200可以通过执行线性插值、样条插值和多项式插值中的至少一个来对待恢复像素710的像素值进行插值。然而，实施例不限于此，并且CT成像装置200可以通过使用任何其他众所周知的插值方法对待恢复像素710的像素值进行插值。

图8A示出通过不考虑正弦图的方向信息对像素进行插值而重建的正弦图，图8B示出通过使用根据本公开的实施例的方法对正弦图的像素进行插值而重建的正弦图。

参照图8A，重建的正弦图810可能包括由于金属伪影引起的条纹伪影811。即使由于金属伪影引起的与金属迹线对应的像素的像素值已经被插值，也从重建的正弦图810中不完全地去除金属伪影。在这种情况下，估计在正弦图810内通过的金属迹线的误差可能较大。

图8B示出了根据本公开的实施例的CT成像装置200通过基于虚拟线l的方向(参见图6B和图7)对待恢复像素的像素值进行插值而获得的重建的正弦图820。参照图8B，重建的正弦图820中的金属迹线821与图8A相比被更自然地插值。

因为根据本公开的实施例的CT成像装置200在形成重建的正弦图820之前基于来自图6A和图6B的正弦图600的先前数据、即基于将正弦图600内的相关像素彼此连接的图6B的虚拟线l的方向，对由于金属伪影而产生的待恢复像素的像素值进行插值，所以CT成像装置200可以生成具有提高的MAR性能的清晰的最终CT图像。

图9是示出根据本公开的实施例的图2的CT成像装置200通过重建插值的原始数据图像来生成最终的CT图像的方法的流程图。

在操作S910中，CT成像装置200基于方向信息对与待恢复区域对应的像素的像素值进行插值。CT成像装置200可以基于图6B和图7的虚拟线l的方向，通过使用与待恢复像素相邻的邻居像素的像素值执行线性插值，来对第二原始数据内的待恢复像素的像素值进行插值。根据实施例，CT成像装置200可以基于将待恢复像素连接到与待恢复像素相邻的多个像素之中像素值相对于待恢复像素变化最小的像素的虚拟线l的方向，对布置在金属迹线位置处的待恢复像素的像素值进行插值。根据另一实施例，CT成像装置200可以基于将待恢复像素连接到与待恢复像素相邻的多个像素之中具有与待恢复像素的像素值相似的像素值的像素的虚拟线l的方向信息，对待恢复像素的像素值进行插值。

CT成像装置200可以通过执行线性插值、样条插值和多项式插值中的至少一个来对待恢复像素进行插值。

在操作S920中，CT成像装置200将插值后的第二原始数据转换为第四CT图像数据。根据实施例，插值后的第二原始数据可以是通过对待恢复像素的像素值进行插值而重建的正弦图。CT成像装置200可以通过执行FBP将重建的正弦图转换为第四CT图像数据。

在操作S930中，CT成像装置200通过对第四CT图像数据执行包括高斯平滑滤波器的平滑方法来重建图像。根据实施例，CT成像装置200可以通过使用中值滤波器和基于总变分(total variation，TV)平滑方法来代替使用高斯平滑滤波器来重建第四CT图像数据。

在操作S940中，CT成像装置200对金属迹线执行前向投影。根据实施例，CT成像装置200可以通过对包括在第四CT图像数据中的金属迹线区域执行前向投影来获得正弦图。其后，CT成像装置200可以对获得的正弦图执行FBP。

在操作S950中，CT成像装置200确定操作S930和S940的迭代次数i是否大于预设数量Nitr。当迭代次数i小于预设数量Nitr(否)时，CT成像装置200可以重复操作S930和S940。换句话说，CT成像装置200可以对第四CT图像数据执行高斯平滑图像处理，对第四CT图像数据内的金属迹线执行前向投影，对正弦图执行FBP，并且再次对已经经历了FBP的第四CT图像数据执行高斯平滑。

当迭代次数i大于预设数量Nitr(是)时，在操作S960中，CT成像装置200可以通过使用待恢复区域来校正第四CT图像数据。根据实施例，CT成像装置200可以将由于金属植入物等(参见图3的操作S310)而从第一CT图像数据中截取的待恢复区域插入到经历了迭代次数i的高斯平滑的第四CT图像数据中。根据实施例，待恢复区域可以是金属伪影，诸如具有大约3000HU或更大值的金属植入物。CT成像装置200可以通过将金属伪影插入到第四CT图像数据中来生成最终的恢复图像。

本公开的上述实施例可以以用于存储计算机可执行命令语言和数据的非临时性计算机可读记录介质的形式来体现。命令语言可以以程序代码的形式存储，并且当由处理器执行时，可以通过生成特定程序模块来执行特定操作。此外，当由处理器执行时，命令语言可以执行所公开的实施例的特定操作。

虽然已经参照附图具体示出和描述了本公开的实施例，但是本领域的普通技术人员将会理解，在不脱离由所附权利要求限定的本公开的精神和范围的情况下，可以在其中进行形式和细节上的各种改变。所公开的实施例应仅被认为是描述性的而不是为了限制的目的。

虽然已经用示例性实施例描述了本公开，但是本领域技术人员可以提出各种改变和修改。意在本公开包含落入所附权利要求的范围内的这种改变和修改。