X射線CT（Computed Tomography）裝置、圖像處理裝置、圖像處理方法以及存儲介質的制作方法
【技術領域】
[0001] 本發明的實施方式涉及X射線CT裝置、圖像處理裝置、圖像處理方法以及存儲介 質。
【背景技術】
[0002] 所謂X射線斷層攝影成像在最簡單的表現中，是X射線束透過被檢體，通過檢測器 對每條光線將總衰減量建立關聯。衰減通過在存在被檢體時和不存在被檢體時對相同的光 線進行比較來導出。根據該概念上的定義，為了合適地構成或重建圖像，需要若干步驟。例 如，X射線產生裝置的有限尺寸、遮斷來自產生裝置的非常低的能量的X射線的濾波器的性 質或形狀、檢測器的幾何學配置或特性的細節、以及收集系統的能力分別是對如何進行圖 像的重建產生影響的要素。
[0003] 在所考慮的多個幾何學配置之一中，圖1所示的圖形頂部的X射線源射出透過被 檢體的、形成扇形或錐形的X射線束。可能存在大范圍的值，但通常距離"C"約為100cm， "B"約為60cm，"A"約為40cm。在斷層攝影中，至少涉及180°的光線的集合能夠橫穿被檢 體的各點。從而，具備X射線產生裝置以及檢測器的掃描架能夠以患者為中心進行旋轉。根 據數學上的考察得知，當進行對180°補充扇形角度的掃描時，滿足斷層攝影條件。
[0004] 重建圖像的空間分辨率被焦點尺寸、檢測器像素尺寸、圖像體素尺寸等各種系統 要素限制。在副鼻竇、冠狀動脈、或人工耳蝸的成像中使用的要素等在進行放大重建時，分 辨率的劣化很明顯。當是放大重建圖像時，體素尺寸變小，對空間分辨率沒有影響。檢測器 像素尺寸的限制對空間分辨率產生兩個影響，即，（1)在整個1個像素尺寸的區域對數據 進行平均，（2)確定奈奎斯特頻率（Nyquistfrequency)，并且基本上限制重建得到的函數 的空間分辨率的檢測器采樣間距也受到影響。檢測器像素尺寸與焦點尺寸同樣地，能夠通 過以往的反卷積形式的方法來降低。
[0005] 現有技術文獻
[0006] 非專利文獻
[0007] 非專利文獻 1:KaiZeng,BrunoDeMan,Jean-BaptisteThibault,Zhou Yu，CharlesBoumanandKenSauer,SpatialResolutionEnhancementinCTIterative Reconstruction，ProceedingsofIEEENuclearScienceSymposium,M13-201, 2010.
[0008] 非專利文獻 2 :Chien_MinKao,XiaochuanPan，PatrickLaRiviere，Mark A.Anastasio,Fourier-basedoptimalrecoverymethodforantialiasing interpolation.OpticalEngineering. 01/1999 ；38:2041-2044.D01:10. 1117/1. 602308

【發明內容】

[0009] 本發明要解決的問題在于，提供一種能夠提高重建圖像的空間分辨率的X射線CT裝置、圖像處理裝置、圖像處理方法以及存儲介質。
[0010] X射線CT裝置具備數據收集部和重建部。數據收集部根據檢測從X射線球管照射 并透過被檢體的X射線的X射線檢測器的輸出信號，來收集在所述X射線檢測器中排列在 規定方向上的第1像素中的第1投影數據。重建部重建所述第1投影數據來生成中間圖像 數據，并重建第2投影數據來生成醫用圖像數據，所述第2投影數據根據針對第2像素對所 述中間圖像數據進行正投影得到的投影結果來取得，所述第2像素是針對所述第1像素的 至少一部分的像素間增加了像素數而得到的。
【附圖說明】
[0011]圖1是表示橫穿被檢體的、射出形成扇形或錐形的X射線束的X射線源的圖。
[0012] 圖2是在機械上簡化后的CT裝置的概略圖。
[0013] 圖3是具有在長軸方向上延伸的檢測器的、在機械上簡化后的CT裝置的概略圖。
[0014] 圖4A是示例的算法過程的流程圖。
[0015] 圖4B是用于說明本發明所涉及的線性插補的圖。
[0016] 圖4C是用于說明本發明所涉及的HD-FPJ的圖。
[0017] 圖5是另一示例的算法過程的流程圖。
[0018] 圖6是表示示例的幻影的圖。
[0019] 圖7是表示數據線輪廓的曲線圖。
[0020] 圖8是表示MTF輪廓的圖。
[0021] 圖9A是表示使用被模擬的數據的圖像結果的圖。
[0022] 圖9B是表示使用被模擬的數據的圖像結果的圖。
[0023] 圖10A是表示使用實際的CT數據的圖像結果的圖。
[0024] 圖10B是表示使用實際的CT數據的圖像結果的圖。
[0025] 圖11是示例的處理系統的概略圖。
【具體實施方式】
[0026] 根據示例的實施方式，X射線CT裝置具備數據收集部和重建部。數據收集部根據 檢測從X射線球管照射并透過被檢體的X射線的X射線檢測器的輸出信號，收集在所述X 射線檢測器中在排列在規定方向上的第1像素中的第1投影數據。重建部重建所述第1投 影數據來生成中間圖像數據，并重建第2投影數據來生成醫用圖像數據，所述第2投影數據 根據針對第2像素對所述中間圖像數據進行正投影得到的投影結果來取得，所述第2像素 是針對所述第1像素的至少一部分的像素間增加了像素數而得到的。
[0027] 另外，基于示例的實施方式，圖像處理裝置具備取得部和重建部。取得部取得在X 射線CT裝置的X射線檢測器中在排列在規定方向上的第1像素中收集到的第1投影數據。 重建部重建所述第1投影數據來生成中間圖像數據，并且重建第2投影數據來生成醫用圖 像數據，所述第2投影數據根據針對第2像素對所述中間圖像數據進行正投影得到的投影 結果來取得，所述第2像素針對所述第1像素的至少一部分的像素間增加了像素數而得到 的。
[0028] 另外，根據示例的實施方式，圖像處理方法包含數據收集工序和重建工序。數據收 集工序根據檢測從X射線球管照射并透過被檢體的X射線的X射線檢測器的輸出信號，來 收集在所述X射線檢測器中排列在規定方向上的第1像素中的第1投影數據。重建工序重 建所述第1投影數據來生成中間圖像數據，并重建第2投影數據來生成醫用圖像數據，所述 第2投影數據根據將針第2像素對所述中間圖像數據進行正投影得到的投影結果來取得， 所述第2像素是針對所述第1像素的至少一部分的像素間增加了像素數而得到的。
[0029] 另外，根據示例的實施方式，存儲介質保存用于使計算機執行數據收集步驟和重 建步驟的程序。數據收集步驟根據檢測從X射線球管照射并透過被檢體的X射線的X射線 檢測器的輸出信號，來收集在所述X射線檢測器中排列在規定方向上的第1像素中的第1 投影數據。重建步驟重建所述第1投影數據來生成中間圖像數據，并重建第2投影數據來 生成醫用圖像數據，所述第2投影數據根據針對第2像素對所述中間圖像數據進行正投影 得到的投影結果來取得，所述第2像素是針對所述第1像素的至少一部分的像素間增加了 像素數而得到的。
[0030] 根據示例的實施方式，醫用成像系統能夠以高分辨率模式進行初始重建，來取得 與掃描對象的被檢體相關聯的第1投影數據（還稱為原始數據）的中間圖像。能夠執行中 間圖像的高密度正投影，來取得投影結果（還稱為生成數據）。能夠使用原始數據和生成數 據這雙方來執行正弦圖更新，取得第2投影數據（還稱為高分辨率正弦圖）。之后，能夠執 行最終重建，取得被掃描的被檢體的高分辨率圖像。
[0031] 根據示例的實施方式，輸入接口能夠輸入目標被檢體的醫用圖像掃描的第1投影 數據（還稱為掃描數據），處理器能夠執行步驟，輸出接口能夠將輸出圖像輸出。步驟能 夠包含：掃描數據的第1重建，用于取得目標被檢體的中間圖像；中間被檢體的高密度正投 影，用于取得生成數據；正弦圖更新，用于取得高分辨率正弦圖，并使用生成數據以及掃描 數據這雙方；以及第2重建，用于取得輸出圖像，并基于高分辨率正弦圖。
[0032] 第1重建能夠包含為了通過傅里葉變換對掃描數據進行濾波而對掃描數據執行 的卷積。第1重建能夠包含在卷積后為了取得中間圖像而執行反投影。
[0033] 正弦圖更新能夠按照以下的關系，在此，X表示第1投影數據（還稱為原始 的正弦圖），y表示投影結果（還稱為所生成的正弦圖），z表示第2投影數據（還 稱為上采樣得到的正弦圖），k表示數據的尺寸。z(2k) =x(k)，以及，z(2k+l)= 7(21<:+1) + (么（1〇 + 么（1<:+1))/2，在此，么（1〇=1(1〇-：7(21〇。
[0034] 第2重建能夠包含為了通過傅里葉變換對高分辨率正弦圖進行濾波而執行的卷 積。第2重建能夠包含在卷積之后為了取得輸出圖像而執行反投影。
[0035] 第1重建能夠包含第1卷積和第1反投影，所述第1卷積為了通過具有第1尺寸 的高速傅里葉變換（FastFourierTransform:FFT)對掃描數據進行濾波而對掃描數據執 行，所述第1反投影在第1卷積之后利用第1矩陣來執行。第2重建能夠包含第2卷積和 第2反投影，所述第2卷積為了通過具有作為第1尺寸的2倍的第2尺寸的高速傅里葉變 換（FastFourierTransform:FFT)對掃描數據進行濾波而對掃描數據執行，所述第2反投 影在第2卷積之后利用第2矩陣來執行。
[0036] 第1尺寸是512個BIN，第2尺寸是1024個BIN。
[0037] 第1矩陣以及第2矩陣能夠分別具有1024X1024的尺寸。
[0038] 目標被檢體的醫用圖像掃描的掃描數據能夠設為計算機斷層攝影（Computed Tomography:CT)掃描數據，醫用圖像掃描能夠設為CT掃描。
[0039] 進行CT掃描的