專利名稱：三維反投影方法和一種x射線計算機層析成像裝置的制作方法
技術領域：
本發明涉及三維反投影方法和一種X射線計算機層析成像(CT)裝置，更具體說涉及允許以采用多檢測器的軸向掃描或螺旋掃描所得到的投影數據為基礎進行圖象重建(稱為“錐面光束重建”)來減少計算的三雛反投影方法和一種X射線CT裝置。
背景技術：
當前主流的X射線CT裝置采用濾波的反投影方案來通過數據采集、預處理、濾波、反投影和后處理進行CT圖象的重建。
在濾波過程中，對原始數據進行快速傅立葉變換(FFT)運算，之后在頻域中與一重建函數相乘，然后對其進行反快速傅立葉變換(FFT)運算。
相關的現有技術公布于日本已公布的未審查的專利申請No.S59-168840中。
最近，采用具有多個檢測器陣列的多檢測器X射線CT裝置正在開發之中。
通過采用上述多檢測器得到的原始數據可具有巨大的數據量，這就造成一個問題，濾波過程中的FFT操作也會變得很大。例如，對于具有256個檢測器陣列的多檢測器，其問題是每個視角至少需要256次FFT運算。

發明內容
所以，本發明的目的是提供三維反投影方法和一種X射線CT裝置，所述方法和裝置允許減少在所謂的錐面光束重建中的運算。
第一方面，本發明提供一種三維反投影方法，包括以下步驟從由利用具有多個檢測器陣列的多檢測器進行的軸向或者螺旋掃描所采集的原始數據提取各對應于重建場中一條或多條平行線的原始數據Dr；通過將該原始數據Dr乘以錐面光束重建加權，生成投影線數據Dp；通過對投影線數據Dp進行濾波運算生成圖象的場位置線數據Df；根據圖象中每個位置線數據Df計算每個象素在重建場中的反投影象素數據D2；并且通過對每個對應象素加上圖象重建中采用的所有視角的反投影象素數據D2計算一反投影數據D3。
在根據上文第一方面所述的三維反投影方法中，對應于重建場中一條或多條平行線的原始數據Dr被提取出來，并只對其進行濾波，這樣濾波過程中的FFT運算量可顯著減少。例如，如果有9條線，那么每個視角9次FFT運算就足夠了。
如果線的數量為1，那么運算量和常規的無錐面光束補償的二維反投影的運算量相同。
第二方面，本發明根據上文所述的方案提供了一種三維反投影方法，其特征在于該多條線的數量的范圍為重建場中垂直于線的方向上最大的象素數量的1/512到1/1。
根據上文第二方面所述的三維反投影方法，通過設定多條線的數量范圍為重建場中垂直于線的方向上最大象素數量的1/512到1/1，節省了處理時間的效率，并可適當地平衡圖象質量的下降。更準確地說，當線數比率接近1/512時，在縮短處理時間的效果改善的同時圖象質量將會下降。另一方面，當線數比率接近1/1時，縮短處理時間的效果可能變差。需要注意的是，如果線數比率變為1/1，那么處理將和在直線的正交方向上無內插的情況一樣。
第三方面，本發明根據上文所述的方案提供了一種三維反投影方法，其特征在于，當定義z軸作為垂直于一X射線管或多檢測器的旋轉平面的方向，或者作為螺旋掃描的線性變換的方向，y軸作為視角為0°的X射線束的中心軸的方向，并且x軸作為垂直于z軸和y軸的方向；在視角范圍為-45°≤view＜45°或者所述視角范圍主要由該范圍構成并包括其鄰近的視角，以及在視角范圍為135°≤view＜225°或者所述視角范圍主要由該范圍構成并包括鄰近的視角，x軸為線方向；在視角范圍為45°≤view＜135°或者所述視角范圍主要該范圍構成并包括鄰近的視角，以及在視角范圍為225° ≤view＜315°或者所述視角范圍主要由該范圍構成并包括其鄰近的視角時，y軸為線方向。
這里應該注意的是，雖然在本說明中視角view＝-45°和view＝135°的針對不同的說明原因，但是它們實際上是相同的視角。
當計算重建場中線的數據時，如果線和檢測器平面的角度接近平行，精度將變高，如果角度接近垂直，精度將變低。
在根據上文所述第三方面的三維反投影方法中，因為線與檢測器平面之間的角度不可能小于約45°，精度的下降將被控制在可容忍的范圍。
第四方面，本發明根據上文所述的方案提供了一種三維反投影方法，進一步包括以下步驟通過在掃描線方向對圖象的位置線數據Df進行內插或外插，生成圖像的高密度位置線數據Dh；并且當需要圖象的高密度位置線數據Dh時，通過采樣和內插或外插計算重建場中每個象素的反投影象素數據D2。
根據上文第四方面所述的三維反投影方法，與重建場中的象素密度相比，所產生的線方向的數據密度可以更高。由此通過將數據Dh投影到在X射線發射方向上的重建場上計算反投影象素數據D2的處理的主要部分只允許采樣，導致簡化的和更快的處理。然而，在需要時也可進行內插和/或外插。
這里要注意的是，內插和/或外插可以從任意0次內插和/或外插(復制最鄰近的數據)、1次內插和/或外插，或者2次或更高次的內插和/或外插(例如，漢寧內插或者三次內插)中選擇。
在第五方面，本發明根據上文所述方案提供了一種三維反投影方法，進一步包括以下步驟當從處于給定視角的原始數據之內提取各對應于重建場中以均勻的多個象素間隔隔開的多條平行線之一的原始數據Dr時，如果部分或者全部對應的原始數據不存在，通過采用鄰近原始數據進行內插和/或外插來計算對應的原始數據Dr。
當重建場位于多檢測器的邊緣的鄰近位置時，可能會產生不存在對應于重建場中以均勻的多個象素間隔隔開的多條平行線的原始數據Dr的情況。
在根據上文第五方面所述的三維反投影方法中，對應的原始數據Dr可以通過采用存在于鄰近位置的原始數據進行內插和/或外插的方法被計算出來，向著該位置重建場中以均勻的多個象素間隔隔開的多條平行線沿X射線發射方向被投影到檢測器平面或虛投影平面上。由此，即使當重建場位于多檢測器邊緣的鄰近位置時，此方法也可以處理數據。
在第六方面，本發明根據如上文所述的方案提供了一種三維反投影方法，進一步包括以下步驟當從處于給定視角的原始數據之內提取對應于重建場中以均勻的多個象素間隔隔開的多條平行線之一的每個原始數據Dr時，如果部分或者全部對應的原始數據不存在，通過采用鄰近原始數據進行內插和/或外插來計算對應于重建場的原始數據，并從該計算得到的原始數據中提取對應于多條線的原始數據Dr。
如果重建場位于多檢測器的邊緣的鄰近位置時，可能會產生不存在對應于重建場中以均勻的多個象素間隔隔開的多條平行線的原始數據Dr的情況。
在根據第六方面的三維反投影方法中，通過采用存在于X射線發射方向上的多檢測器平面或者虛投影平面上的投影點的鄰近位置的原始數據對重建場中以均勻的多個象素間隔隔開的多條平行線進行內插和/或外插，可以允許計算對應于重建場的域中的原始數據。由此，即使當重建場位于多檢測器邊緣的鄰近位置時，此方法也可以處理數據。
在第七方面，本發明根據如上文所述的方案提供了一種三維反投影方法，其中對應于重建場的場是重建場上的圓形場或者方形場在X射線投影方向上向其投影的場。
重建場可以是X射線光束以每一視角通過的圓形場，或者是限定圓形場的方形場。
根據上述第七方面的三維反投影方法可以在任意情況下處理數據。
在第八方面，本發明根據上述方案提供了一種三維反投影方法，進一步包括以下步驟進行給定視角的原始數據的內插和/或外插，以在多檢測器的檢測器陣列方向生成高密度原始數據；并且，從檢測器陣列方向的高密度原始數據中提取對應于重建場中以均勻的多個象素間隔隔開的多條平行線的原始數據Dr。
當對多個重建場重建一CT圖象時，雖然可以為每個重建場計算對應于重建場中以均勻的多個象素間隔隔開的多條平行線的原始數據，在某一重建場中計算的原始數據可能無法在其它重建場中使用。
相反，根據上述第八方面的三維反投影方法，因為高密度原始數據可以通過在多檢測器的檢測器陣列的方向上進行內插和/或外插來產生，當為多個重建場重建一CT圖象時，對應于重建場中以均勻的多個象素間隔隔開的多條平行線的原始數據Dr可以通過采樣獲得。另外，如果采樣后加上一重建場，在檢測器方向上的高密度原始數據可以被再次使用。
這里要注意的是，內插和/或外插可以從任意0次內插和/或外插(復制最鄰近數據)、1次內插和/或外插，或者2次或更高次的內插和/或外插(例如，漢寧內插或者三次內插)中選擇。
在第九方面，根據上文所述的方案本發明提供了一種三維反投影方法，其中進行內插和/或外插從而使原始數據的密度是以一已知視角的原始數據在探測陣列方向上密度的二倍到四倍。
當通過在多檢測器的檢測器陣列方向上實施內插和/或外插而增加原始數據的密度時，如果密度過度增加，縮短處理時間的效果將減小，并且如果密度增加不夠，圖象質量將下降。
根據上文第九方面的三維反投影方法，內插和/或外插將使實際的當前原始數據的密度比在檢測器陣列方向上的密度增加二到四倍，從而使處理時間的縮短效果與圖象質量的下降適當地匹配。
在第十方面，本發明根據如上文所述的方案提供一種三維反投影方法，其中所述多條線的線數量可以根據操作員設定的圖象質量而變化。
通常，當從重建場上的多條線投影到檢測器平面的線密度較大時圖象質量將會改善。然而，數據計算量將相應增加。
根據上文所述的第十方面的三維反投影方法，重建場中多條線的數量可以根據操作員設定的圖象質量進行調整。由此，數據計算量將根據所需的圖象質量而進行最優化。
在第十一方面，本發明根據上文所述方案提供了一種三維反投影方法，其中多條線中線數量可以根據檢測器陣列中心到重建場之間的距離而變化。
如果重建場中線數量固定，從重建場中多條線投影到檢測器平面的線密度將會因為從檢測器陣列中心到重建場之間的距離較大(線之間隔開更遠)而減小，但另一方面，從重建場中多條線投影到檢測器平面的線密度將因為從檢測器陣列中心到重建場之間的距離較短(線之間相互靠近)而增加。然而，如果檢測器平面上的投影線的密度過于稀疏，圖象質量將變差。另外，如果投影到檢測器平面的線密度過于稠密，計算量將大大增加(圖象質量不會如計算量的增加一樣而成比例改善)。
所以在根據第十一方面的三維反投影方法中，重建場中多條線的數量將根據從檢測器陣列中心到重建場之間的距離而進行調整。這就允許投影到檢測器平面的線密度總是合適(數據計算量對于所需的圖象質量是最優化的)。
在第十二方面，本發明根據如上文所述的方案提供了一種三維反投影方法，其中該多條線的線數量可以根據視角而變化。
如果重建場中線數量固定，當重建場位置偏離旋轉中心，例如對于X射線管位于偏離側的視角，重建場中多條線的投影到檢測器平面的線密度將變低(線之間離得更遠)，并且對于X射線管位于偏離側對面的方向時的視角，重建場中多條線投影到檢測器平面的線密度將變大(線之間離得更近)。然而，如果投影到檢測器平面的線密度過于稀疏，圖象質量將變差。另外，如果投影到檢測器平面的線密度過于稠密，計算量將大大增加(圖象質量不會如計算量的增加一樣而成比例改善)。
所以在根據上述第十二方面的三維反投影方法中，重建場中線數量將根據每個視角進行調整。因此，投影到檢測器平面的線密度總是最優化的(將根據所需的質量而生成最優化的計算量)。
在第十三方面，本發明提供了一種X射線CT裝置，其包括一X射線管；一具有多個檢測器陣列的多檢測器；一掃描器裝置，在沿著關于物體的相對軌道線性移動X射線管和多檢測器的同時繞物體轉動或旋轉X射線管或多檢測器二者中至少一個，用來采集原始數據；一原始數據提取裝置，用來從原始數據中提取各對應于一個或多個重建場中的多個平行線的原始數據Dr；一錐面光束重建加權乘法器裝置，用來將原始數據Dr與一錐面光束重建加權相乘，以生成投影線數據Dp；一濾波器裝置，用來對投影線數據Dp進行濾波，以生成圖象的位置線數據Df；一反投影象素數據獲得裝置，用來根據圖象的位置線數據Df計算重建場上每個象素的反投影象素數據D2；和一反投影數據計算裝置，用來通過給每個象素加上用于重建圖象的所有視角的反投影數據D2來計算反投影數據D3。
根據上文所述第十三方面的X射線CT裝置可以根據上文所述的第一方面來優選地實施三維反投影方法。
在第十四方面，本發明根據上文所述的方案提供一種X射線CT裝置，其中多條線的數量范圍為重建場中沿垂直于所述線的方向的最象素數量的1/512到1/1。
根據如上文所述第十四方面的X射線CT裝置可以根據上文所述的第二方面來優選地實施三雛反投影方法。
在第十五方面，本發明提供一種X射線CT裝置，其中當定義z軸為垂直于X射線管或多檢測器的旋轉平面的方向，或者為螺旋掃描的線性平移方向，定義y軸為視角view＝0°時X射線束中心軸的方向，并且定義x軸為垂直于z軸和y軸的方向時；在視角范圍為-45°≤view＜45°或視角范圍主要由該范圍構成并包括其附近的視角，以及在視角范圍為135°≤view＜225°或視角范圍主要由該范圍構成并包括其附近的視角時，X軸為線方向；在視角范圍為45°≤view＜135°或視角范圍主要由該范圍構成并包括其附近的視角，以及在視角范圍為225°≤view＜315°或視角范圍主要由該范圍構成并包括其附近的視角時，y軸為線方向。
根據如上文所述第十五方面的X射線CT裝置可以根據上文所述的第三方面來優選地實施三維反投影方法。
在第十六方面，本發明根據如上文所述的方案提供了一種X射線CT裝置，其進一步包括線方向內插和/或外插裝置，用來在線方向上對圖象的位置線數據Df進行內插和/或外插，以生成圖象的高密度位置線數據Dh；并且在那里反投影象素數據獲得裝置對圖象的高密度位置線數據Dh進行采樣以及內插和/或外插，來計算重建場中每個象素的反投影象素數據D2。
根據如上文所述第十六方面的X射線CT裝置可以優選地實施上文所述的第四方面提出的三維反投影方法。
在第十七方面，本發明根據如上文所述的方案提供一種X射線CT裝置，其進一步包括內插和/或外插處理方法，用來當從一給定視角的原始數據中提取對應于重建場中以均勻的多個象素間隔隔開的多條平行線的原始數據Dr時，如果對應的原始數據部分或者全部不存在，通過采用相鄰原始數據進行內插和/或外插的方法可計算出對應的原始數據Dr。
根據如上文所述第十七方面的X射線CT裝置可以優選地實施上文所述的第五方面提出的三維反投影方法。
在第十八方面，本發明根據如上文所述的方案提供了一種X射線CT裝置，其進一步包括內插和/或外插處理裝置，用來從處于一給定視角的原始數據中提取各對應于重建場中以均勻的多個象素間隔隔開的多條平行線中的一條的原始數據Dr時，如果對應于重建場的原始數據部分或者全部不存在，通過采用相鄰原始數據進行內插和/或外插的方法來計算對應于重建場的原始數據，以從該計算得到的原始數據中提取對應于多條線的原始數據Dr；并且，其中原始數據提取器裝置從計算得到的原始數據中提取對應于多條線的原始數據Dr。
根據如上文所述的第十八方面的X射線CT裝置可以根據如上文所述的第六方面優選地實施三維反投影方法。
在第十九方面，本發明根據如上文所述的方案提供了一種X射線CT裝置，其中對應于重建場的場是重建平面上的一圓形場或方形場在X射線投影方向上向其投影的場。
根據如上文所述第十九方面的X射線CT裝置可以根據如上文所述的第七方面優選地實施三維反投影方法。
在第二十方面，本發明根據如上文所述的方案提供了一種X射線CT裝置，其進一步包括檢測器陣列方向內插和/或外插處理裝置，用于進行給定視角的原始數據的內插和/或外插，以在多檢測器的檢測器陣列方向上生成高密度原始數據；其中原始數據提取裝置沿檢測器陣列方向從高密度原始數據中提取對應于重建場中以均勻的多個象素間隔隔開的多條平行線的原始數據Dr。
根據上文所述的第二十方面的X射線CT裝置可以根據上文所述的第八方面來優選地實施三維反投影方法。
在第二十一方面，本發明根據上文所述的方案提供了一種X射線CT裝置，其中檢測器陣列方向內插和/或外插處理裝置進行內插和/或外插，這樣原始數據的密度比沿處于一給定視角的原始數據檢測器陣列方向上的密度高二到四倍。
根據如上文所述第二十一方面的X射線CT裝置可以根據如上文所述的第九方面來優選地實施三維反投影方法。
在第二十二方面，本發明根據如上文所述的方案提供了一種X射線CT裝置，其中該裝置進一步包括一線計數設定裝置，用來根據操作員設定的圖象質量來改變多條線的線數量。
根據如上文所述的第二十二方面的X射線CT裝置可以根據如上文所述第十方面來優選地實施三維反投影方法。
在第二十三方面，本發明根據如上文所述的方案提供了一種X射線CT裝置，其中該裝置進一步包括線計數設定裝置，用來根據從檢測器陣列中心到重建場的距離來改變多條線的線數量。
根據如上文所述第二十三方面的X射線CT裝置可以根據如上文所述的第十一方面來優選地實施三維反投影方法。
在第二十四方面，本發明根據如上文所述的方案提供了一種X射線CT裝置，其中該裝置進一步包括線計數設定裝置，用來根據視角來改變多條線的線數量。
根據如上文所述第二十四方面的X射線CT裝置可以根據如上文所述的第十二方面來優選地實施三雛反投影方法。
根據本發明的三維反投影方法和X射線CT裝置，錐面光束重建的計算量可以被減小。尤其是濾波過程中的FFT計算量可以被顯著減少。
本發明的更多的目的和優點將從以下如附圖所示的本發明的優選實施例的說明中變得顯而易見。


圖1顯示根據本發明第一個實施例的X射線CT裝置的示意方框圖。
圖2顯示X射線管和多檢測器的旋轉的示意圖。
圖3顯示錐面光束的示意圖。
圖4顯示根據第一個實施例的X射線CT裝置的操作的示意流程圖。
圖5顯示重建場上的線在X射線發射方向上投影的示意圖。
圖6顯示投影到檢測器平面上的線的示意圖。
圖7顯示以視角view＝0°將每條線的原始數據Dr投影到投影平面上的示意圖。
圖8顯示以視角view＝0°將每條線的投影線數據Dp投影到投影平面上的示意圖。
圖9顯示以視角view＝0°將每條線的圖象位置線數據Df投影到投影平面上的示意圖。
圖10顯示以視角View＝0°將每條線的高密度圖象位置線數據Dh投影到投影平面上的示意圖。
圖11顯示以視角view＝0°將每條線的反投影象素數據D2投影到重建場上的示意圖。
圖12顯示以視角view＝0°將每個象素的反投影象素數據D2投影到重建場上的示意圖。
圖13顯示以視角view＝90°將每條線的原始數據Dr投影到投影平面上的示意圖。
圖14顯示以視角view＝90°將每條線的投影線數據Dp投影到投影平面上的示意圖。
圖15顯示以視角view＝90°將每條線的圖象位置線數據Df投影到投影平面上的示意圖。
圖16顯示以視角view＝90°將每條線的高密度圖象位置線數據Dh投影到投影平面上的示意圖。
圖17顯示以視角view＝90°將每條線的反投影象素數據D2投影到重建場上的示意圖。
圖18顯示以視角view＝90°將每個象素的反投影象素數據D2投影到重建場上的示意圖。
圖19顯示通過為每個象素加上所有視角的反投影象素數據D2獲得反投影數據D3的示意圖。
圖20顯示數據缺失區產生的示意圖。
圖21顯示通過由內插和/外插計算而成的原始數據完成數據缺失區的示意圖。
圖22顯示投影到投影平面上的原始數據的示意圖。
圖23顯示投影到投影平面上的原始數據的數據缺失區的示意圖，此區被通過內插和/或外插計算得到的原始數據填充。
圖24顯示重建場上的線在X射線發射方向投影到投影平面的示意圖。
圖25顯示投影到投影平面上的線的示意圖。
圖26顯示對投影到投影平面上的原始數據(生成內插數據)和投影到投影平面上的線進行說明的示意圖。
圖27顯示對投影到投影平面上的原始數據(生成無內插數據)和投影到投影平面上的線進行說明的示意圖。
圖28顯示對投影到投影平面上的原始數據(需要時生成內插數據)和投影到投影平面上的線進行說明的示意圖。
圖29顯示從重建場投影到投影平面的區域的示意圖。
圖30顯示對投影到投影平面上的原始數據(生成無內插數據)和投影到投影平面上的線進行說明的示意圖。
圖31顯示通過對投影到投影平面的原始數據進行內插和/或外插使檢測器區域具有高密度的原始數據的示意圖。
圖32顯示根據第七個實施例的X射線CT裝置的操作的示意流程圖。
圖33顯示適當的線數量的示意圖。
圖34顯示過少量的線的示意圖。
圖35顯示過多量的線的示意圖。
圖36顯示適當量的線的示意圖。
圖37顯示對于標準圖象質量的線距離和線數量之間的關系進行圖示說明的示意圖。
圖38顯示對于低圖象質量的線距離和線數量之間的關系進行圖示說明的示意圖。
圖39顯示對于高圖象質量的線距離和線數量之間的關系進行圖示說明的示意圖。
圖40顯示根據第八個實施例的X射線CT裝置的操作的示意流程圖。
圖41顯示適當的線數量的示意圖。
圖42顯示適當的線數量的示意圖。
圖43顯示對視角和線數量之間的關系進行圖示說明的示意圖。
具體實施例方式
下面將參照附圖所示的實施例對本發明進行更詳細的說明。
第一個實施例圖1顯示根據本發明的第一個實施例的X射線CT裝置的示意方框圖。
X射線CT裝置100具有一操作員控制臺1、一成像臺10和一掃描門架20。
操作員控制臺1包括一輸入裝置2，用來接收來自操作員的輸入；一中央處理單元3，用來根據本發明執行三維反投影處理；一數據緩沖器5，用來存儲從掃描門架20獲得的投影數據；一陰極射線管(CRT)6，用來顯示由投影數據重建的CT圖象；和一存儲單元7，用來存儲程序、數據和X射線CT圖象。
成像臺10包括一托架12，用來送入和送出將要進入掃描門架20的孔(中央空隙)成像以及從其中出來的物體。托架12可以由結合在成像臺10中的電機來驅動。
掃描門架20包括一X射線管21、一X射線控制器22、一準直器23、一多檢測器24、一數據采集系統(DAS)25、一用來移動X射線管繞物體的體軸運動的旋轉控制器26、一用來向操作員控制臺1和成像臺10發送控制信號并接收其返回的控制信號的控制器接口29。
圖2和圖3示出一X射線管21和一多檢測器24的示意圖。
X射線管21和多檢測器24可以繞旋轉中心IC旋轉。在這里，垂直方向定義為y軸，水平方向定義為x軸，垂直于這兩個方向的方向為z軸，X射線管21和多檢測器24的旋轉平面可以在x-y平面上。托架12的位移方向在z軸上。
X射線管21產生X射線光束，稱為錐面光束CB。當錐面光束CB的中心軸平行于y方向時視角為0°。
多檢測器24可以具有諸如256個檢測器陣列。另外，每個檢測器陣列可具有諸如1024個通道。
在以下的說明中假定為螺旋掃描。本發明同樣可以應用于軸向掃描，除了托架12不是線性移動以外，它與螺旋掃描相似。
圖4示出一表示X射線CT裝置100的示意操作的流程圖。
在S1步驟，通過繞待成像物體旋轉X射線管21和多檢測器24的同時線性移動托架12，原始數據D0(view，δ，j，i)將被采集，其中view為視角，δ為相對角°，j為檢測器陣列的數量，i是通道數量。
相對角δ是表示在視角相同時當前視角是第幾圈的參數，例如，δ＝0°表示第一圈，δ＝360°表示第二圈，δ＝720°表示第三圈，等等。
在S2步驟，將對原始數據D0(view，δ，j，i)進行預處理(偏移補償、對數補償、X射線輻射補償、靈敏°補償)。
在S3步驟，將從CT圖象的重建所需的所有視角(360°視角或者180°視角加扇角)中選擇一個。
在S4步驟，從選定視角的原始數據之中提取對應于重建場上以均勻的象素數間隔開的多條平行線的原始數據Dr。
在圖5中，重建場P上表示了多條平行線L0到L8。
線的數量可以是重建場中垂直于線的方向上最大象素數的1/64到1/2。例如，當重建場P上的象素數為512×512象素，線的數量為9。
當-45°≤view＜45°(或者視角范圍主要由該范圍構成并包括附近的視角)以及135°≤view＜225°(或者視角范圍主要由其構成并包括鄰近的視角)，x軸應為線方向。當45°≤view＜135°(或者視角范圍主要由該范圍構成并包括附近的視角)以及225°≤view＜315°(或者視角范圍主要由該范圍構成并包括附近的視角)，y軸應為線方向。
也有一通過旋轉中心IC的投影平面pp，假定該平面平行于線L0到L8。
圖6顯示線T0到T8，它們是當所討論的view為0°時在X射線發射方向上投影到檢測器平面的線L0到L8。
當取回具有對應于線T0到T8的檢測器陣列j和通道i的原始數據時，數據應為對應于線L0到L8的原始數據Dr。在這點上，如圖7所示，假定線L0’到L8，它們是在X射線發射方向上投影到投影平面pp的線T0到T8，原始數據Dr將在線L0’到L8上獲得。
現在再參考圖4，在S5步驟，錐面光束重建加權可與線L0’到L8的原始數據Dr分別相乘，以生成投影線數據Dp，如圖8所示。
這里，錐面光束重建加權可以為(r1/r0)2，其中r0是從X射線管21的焦點到對應于原始數據Dr的多檢測器24的檢測器陣列j和通道i之間的距離，r1是從X射線管21的焦點到對應于原始數據Dr的重建場上的點之間的距離。
在S6步驟，將實施對投影線數據Dp的濾波。更準確地說，此步驟對投影線數據Dp進行FFT，將其與一濾波函數(重建函數)相乘，然后進行反FFT來生成圖象位置線數據Df，如圖9所示。
在S7步驟，在線方向上對圖象的位置線數據Df實施內插來生成圖象的高密度位置線數據Dh，如圖10所示。
圖象的高密度位置線數據Dh的數據密度應為在線方向上的重建場中最大象素數的8到32倍。例如，當重建場P中的象素數為512×512，并且如果乘方為16，那么數據密度應為8192點/線。
在S8步驟，高密度圖象位置線數據Dh將根據需要被采樣以及內插和/或外插來獲得線L0到L8上的象素的反投影數據D2，如圖11所示。
在S9步驟，高密度圖象位置線數據Dh將被采樣以及內插和/或外插來獲得線L0到L8之間的象素的反投影數據D2，如圖12所示。
在圖7到圖12中，當一個視角假定為-45°≤view＜45°(或者視角范圍主要由該范圍構成并包括附近的視角)以及135°≤view＜225°(或者視角范圍主要由該范圍構成并包括附近的視角)，一視角范圍為45°≤view＜135°(或者視角范圍主要由其構成并包括附近的視角)以及225°≤view＜315°(或者視角范圍主要由其構成并包括附近的視角)將如圖13到18所顯示。
現在回到圖4，在S10步驟，將為每個象素加上圖12或圖18中所示的反投影數據D2，如圖19所示。
在S11步驟，將為每個重建CT圖象所需的視角(更準確地說，360°視角或者180°視角加扇角)反復地重復S3步驟到S10步驟來獲得反投影數據D3(x，y)。
在S12步驟，將對反投影數據D3(x，y)實施后處理來獲得一CT圖象。
根據第一個優選的實施例的X射線CT裝置100，FFT的計算量可以顯著減少，因為對應于那些線L0到L8的原始數據Dr被提取出來并且只對其實施濾波S6。例如，線的數量為9，那么對于每個視角9次FFT計算就足夠了。
通過適當地選擇間隔幾個象素的線的數量，圖象質量的退化將被降至最低到可忽略的水平。通常，在計算時間的縮短效果和圖象質量的下降之間達到較好平衡的優選的線數量可以從垂直于線方向上的重建場中最大象素數量的1/5 12到1/1的范圍中選擇，更優選的是從1/64到1/2的范圍中選擇。
可能會發生數據位于無原始數據存在的數據缺失區Am在數據存在區Ar之外形成的情況，數據存在區Ar中有對應于圖象重建場P的原始數據存在，如圖20所示。
在此情況下，通過利用存在的原始數據進行外插來產生數據缺失區Am的原始數據Dr，如圖21所示，這樣可允許將整體看作一單個檢測器平面dp。
如果重建場P位于多檢測器24的邊緣附近，在軸向掃描實施例中，可能會出現某些對應于線L0到L8的原始數據Dr不存在的情況。
在此情況下，對存在的原始數據Dr進行外插可允許計算缺失的原始數據Dr。
第二個實施例在第二個實施例中，為了確定對應于重建場P上的線L0到L8投影到投影平面pp上的線L0’到L8’的原始數據Dr，多檢測器24的檢測器陣列j，通道i的原始數據被投影到投影平面pp上。
相反，在第一個實施例中，原始數據Dr對應于重建場P上的線L0到L8投影到檢測器平面dp上的線T0到T8。
更準確地說，多檢測器24的檢測器陣列j，通道i的原始數據被投影到投影平面pp上，如圖22所示。
這樣，如圖23所示，重建場P上的線L0到L8被投影到投影平面pp上來設定線L0’到L8’，如圖24所示。
下一步，如圖25所示，可以提取出對應于線L0’到L8’的原始數據Dr。如圖26所示，當線L0’到L8’的一部分跨接在數據缺失區Am上時，可以通過對數據存在區Ar中的投影數據進行外插來計算原始數據。
計算出原始數據Dr之后，將實施與第一個實施例相似的處理。
第三個實施例在第三個實施例中，只有對應于線L0’到L8’的線上的原始數據Dr通過外插被計算出來，而不是用通過外插計算出來的原始數據Dr填充全部數據缺失區Am。
更準確地說，如圖27所示，只有對應于線L0’到L8’的原始數據Dr通過外插被計算出來。數據缺失區Am并不全部由外插計算出來的原始數據Dr填充。
第四個實施例在第四個實施例中，當確定對應于線L0’到L8’的原始數據Dr所需的數據缺失區Am在數據存在區Ar中，將用內插和/或外插計算出來的原始數據Dr填充數據缺失區Am。
更準確地說，如圖28所示，確定對應于線L0’到L8’的原始數據Dr所需的數據缺失區Am的原始數據Dr將用內插和/或外插的方法被計算出來。任何其它確定對應于線L0’到L8’的原始數據Dr所不需要的數據缺失區Am則不用被內插和/或外插。
第五個實施例在第五個實施例中，只有對應于重建場P的區域之內的數據缺失區被由內插和/或外插計算出的原始數據Dr填充。
更具體說，如圖29所示，包括在重建場P在X射線發射方向上的投影得到的投影平面pp的區域Ea之內的數據缺失區Am中的原始數據Dr將通過內插和/或外插的方法被計算出來。其它數據缺失區Am不用內插和/或外插。
雖然此說明中重建場P假定為一方形區域，其包圍X射線束從每個視角通過的圓形區域，重建場P也可以為一圓形區域，來通過內插和/或外插的方法計算包括在圓形區域在X射線發射方向上投影到投影平面pp的區域Eb內包含的數據缺失區Am的原始數據Dr，這樣不用在其它數據缺失區Am中應用內插和/或外插。
第六個實施例在第六個實施例中，高密度原始數據可以通過內插和/或外插的方法在多檢測器24的檢測器陣列方向產生，來將該高密度原始數據用于一不同位置的重建場。
更準確地說，如圖28和30所示，當重建場位置變化時，線L0’到L8’可以處在一不同位置。因此在重建場中確定的原始數據可能不能使用在另一個重建場中。
為了解決此問題，如圖31所示，高密度原始數據在檢測器陣列方向(z軸)上通過內插和/或外插的方法產生。這樣高密度原始數據所具有的密度(圖31中Δz的倒數)可以比檢測器陣列方向上實際存在的原始數據的密度(圖30中d的倒數)高二倍到四倍。
然后重建一重建場的CT圖象，采樣可以獲得對應于重建場中線L0’到L8’的原始數據Dr。
第七個實施例在第七個實施例中，多條線的線數量m可根據從多檢測器24的檢測器陣列中心到重建場P的距離Δz而變化。
圖32顯示一根據第七個實施例的X射線CT裝置的操作的概述說明的示意流程圖。
除了用S4’步驟代替圖4中的S4步驟以外，此流程圖與圖4一樣。下面只對S4’步驟進行說明。
在S4’步驟中，首先根據從多檢測器24的檢測器陣列到當前視角的重建場P之間的距離Δz確定線數量m，然后從原始數據組中確定與重建場P中以多個象素間隔分隔開的m條平行線對應的原始數據Dr。
圖33顯示一當Δz＝Δz1時合適的線數量m＝9。
用此線數量，那么具有投影到多檢測器24的檢測器平面dp上的重建場P中的線L0到L8的線密度正好是最優化的。
在圖34中，示出了當Δz＝Δz1時另一不合適的線數量m＝3的例子。
用此線數量，具有投影到多檢測器24的檢測器平面dp上的重建場P中的線L0到L2的線密度將是不合適的(線之間靠得近)。
在圖35中示出了當Δz ＝Δz2時一合適的線數量m＝9。
在此情況下，當重建場P上的線L0到L8被投影到多檢測器24的檢測器平面dp上時，線密度可能不合適(線之間靠得太近)。
在圖36中圖示說明當Δz＝Δz2時合適的線數量m＝3。
在此情況下，重建場P上的線L0到L2被投影到多檢測器24的檢測器平面dp上時，線密度可能比較合適。
圖37圖示說明當操作員通過輸入裝置2指定了“標準質量”時根據距離Δz確定的示例的m條線。
在圖中p代表螺距，并且d表示在檢測器陣列方向上的檢測器寬度。
圖38圖示說明當操作員通過輸入裝置2指定了“低質量”時根據距離Δz確定的示例的m條線。
圖39圖示說明當操作員通過輸入裝置2指定了“高質量”時根據距離Δz確定的示例的m條線。
根據第七個實施例的X射線CT裝置，因為只對應于m條線的原始數據Dr被提取出來，并且只對其實施了濾波S6步驟，濾波中FFT的計算量可以顯著減少。同時，線數量m可隨距離Δz變大而增加，隨距離Δz變小而減少，這樣可在螺旋掃描的每個視角得到結合了距離Δz的最佳的FFT計算量，并獲得在軸向掃描時與重建場中位置相關的最佳的FFT計算量。另外，線數量m可以根據操作員指定的圖象質量來做調整，這樣可以將圖象質量和計算時間控制在最優化。
第八個實施例在第八個實施例中，假定當重建場P偏離旋轉中心IC時，軸向掃描的多條線的線數量m可以根據視角而變化。
在圖40中，描述一示意流程圖，來圖示說明根據第八個實施例的X射線CT裝置的操作概述。
除了用S4”步驟代替圖4的S4步驟以外，此流程與圖4一樣。在下面只說明S4”步驟。
在S4”步驟中，將根據當前視角確定線數量m，以便從原始數據中提取對應于重建場P中以均勻的多個象素間隔隔開的m條平行線的原始數據Dr。
如圖41和42所示，重建場P現在假定為在y軸偏離旋轉中心IC的量為Δy。同時當錐面光束CB的中心軸平行于y軸并且X射線管21在重建場P的偏離方向上時，假定視角view＝0°。因為是軸向掃描，檢測器陣列中心和重建場P之間的距離Δz可以是一個確定的值Δza。
在圖41中，圖示說明view＝0°時的一合適的線數量m＝4。
在此情況下，當重建場P上的線L0到L3被投影到多檢測器24的探測平面dp上時，線密度比較合適。
在圖42中，圖示說明view＝180°時的一合適的線數量m＝2。
在此情況下，當重建場P上的線L0到L1投影到多檢測器24的探測平面dp上時，線密度比較合適。
圖43是一示意圖，圖示說明當距離Δz＝Δza時根據視角確定的線數量m以及偏離量Δy。
根據第八個實施例的X射線CT裝置，因為只對應于m條線的原始數據Dr被提取出來，并且只對其實施了濾波S6步驟，濾波中FFT的計算量可以顯著減少。同時，線數量m可根據將偏離考慮在內的視角而增加或減少，這樣，當重建場P上的線被投影到多檢測器24的檢測器平面dp上時，無論處于什么視角，線密度總是最優，從而獲得最優的FFT計算量。
其它實施例(1)在第一個到第六個實施例中，“線數量”/“重建場P中垂直于線方向上的象素數”＝9/512□1/57，雖然線數量m的范圍可以為1到512。發明者所做的試驗揭示了在“重建場P中垂直于線方向上的象素數”＝512的時候，線數量≠8時，圖象質量會降低，另一方面，當增加線數量m到大于65時，沒有觀察到可能引發臨床問題的圖象質量的顯著變化，所以優選的線數量可以為9到65＝9/512到65/512□1/64到1/8。
(2)在第一個到第六個實施例中，線數量m可以隨著指定的圖象質量而變化。更準確地說，當指定為高質量時數量m可以增加，當指定低質量時數量m可以減少(即計算減少)。
(3)雖然在第七個實施例中線數量m隨著距離Δz和指定的圖象質量而變化，并且在第八個實施例中，線數量m隨著距離Δz、偏離Δy和視角而變化，綜合起來，線數量基本上可隨著距離Δz、偏離Δy、視角和指定的圖象質量而變化。
(4)第二個到第六個實施例之一可以與第七個或第八個實施例相結合。
(5)雖然在上述實施例中假定重建場P有512個象素，本發明可以同樣應用于任何其它的設置，包括1024個象素或其它的象素數。
(6)雖然在上述實施例中假定平行于y軸的錐面光束CB的中心軸的視角view＝0°，也可為view＝0°指定任何給出的角度。
(7)雖然在第一個、第七個和第八個實施例中，重建場P中的線被投影到檢測器平面dp上，在第二個到第六個實施例中，線L0到L8被投影到投影平面pp上，相反，在第一個、第七個和第八個實施例中，線可以被投影到投影平面pp上，或者在第二個到第六個實施例中，線L0到L8可以被投影到檢測器平面dp上。
(8)通過擴展第五個實施例，原始數據的采集和預處理可以在對應于重建場P的區域內實施。
(9)雖然在上述實施例中，重建場P已經被表示為直角坐標系統，本發明也可以同樣應用于極坐標系統的表示。
(10)雖然在上述實施例中，X射線CT裝置被假定為用于醫療，本發明也可以同樣應用于工業使用的其它類型的X射線CT裝置。
發明的很多差異很大的實施例可以在不偏離本發明的精神和范圍的原則下被構型。應該理解的是，本發明不局限于說明書中所述的具體實施例，而是由所附的權利要求書限定。
權利要求
1.一種三維反投影方法，包括以下步驟從利用具有多個檢測器陣列的多檢測器通過軸向掃描或螺旋掃描采集的原始數據中提取各對應于重建場上的一條或多條平行線的原始數據Dr；通過將該原始數據Dr與錐面光束重建加權相乘來生成投影線數據Dp；通過在所述投影線數據Dp上進行濾波操作而生成場位置線數據Df；基于圖象的所述每個位置線數據Df計算重建場上每個象素的反投影象素數據D2；通過為每個對應象素加上用于圖象重建的所有視角(view)的反投影象素數據D2來計算反投影數據D3。
2.根據權利要求1所述的三維反投影方法，其中所述多條線的數量的范圍是沿垂直于所述多條線方向的重建場中最大象素數的1/512到1/1。
3.根據權利要求1所述的三維反投影方法，其中當定義z軸為垂直于X射線管或多檢測器的旋轉平面的方向，或者為螺旋掃描的線性平移方向，定義y軸為在view ＝0°時X射線光束的中心軸方向，并且定義x軸為垂直于z軸和y軸的方向，當視角范圍是-45°≤view＜45°或者視角范圍主要由該范圍構成并包括其附近的視角，以及視角范圍是135°≤view＜225°或者視角范圍主要由該范圍構成并包括其附近的視角時，x軸成為線方向，當視角范圍是45°≤view＜135°或者視角范圍主要由該范圍構成并包括其附近的視角，以及視角范圍是225°≤view＜315°或者視角范圍主要由該范圍構成并包括其附近的視角時，y軸成為線方向。
4.根據權利要求1所述的三維反投影方法，進一步包括以下步驟通過對圖象的所述位置線數據Df在掃描線方向進行內插和/或外插，生成圖象的高密度位置線數據Dh；當需要圖象的高密度位置線數據Dh時，通過采樣以及內插和/或外插來計算重建場上每個象素的反投影象素數據D2。
5.根據權利要求1所述的三維反投影方法，進一步包含以下步驟當從處于一給定視角的原始數據中提取各對應于重建場上以均勻的多個象素數間隔隔開的多條平行線之一的原始數據Dr時，如果部分或者全部原始數據不存在，利用鄰近原始數據通過進行內插和/或外插來計算相應的原始數據Dr。
6.根據權利要求1所述的三維反投影方法，進一步包含以下步驟當從處于一給定視角的原始數據中提取各對應于重建場上以均勻的多個象素間隔隔開的多條平行線之一的原始數據Dr時，如果部分或者全部原始數據不存在，利用鄰近原始數據通過進行內插和/或外插來計算相應的原始數據，以便從這樣計算得到的原始數據中提取對應于多條線的原始數據Dr。
7.根據權利要求6所述的三維反投影方法，其中對應于重建場的場是重建場上的一圓形場或方形場被沿X射線投影方向向其投影的場。
8.根據權利要求1所述的三維反投影方法，進一步包含以下步驟進行給定視角的原始數據的內插和/或外插，以生成在多檢測器的檢測器陣列方向上的高密度原始數據；從檢測器陣列方向上的所述高密度原始數據中提取對應于重建場上以均勻的多個象素間隔隔開的多條平行線的原始數據Dr。
9.根據權利要求8所述的三維反投影方法，其中進行內插和/或外插，從而原始數據的密度比沿處于一給定視角的原始數據的檢測器陣列方向上的密度高二倍到四倍。
10.根據權利要求1所述的三維反投影方法，其中所述多條線的線數量可根據操作員指定的圖象質量而變化。
11.根據權利要求1所述的三維反投影方法，其中所述多條線的線數量可根據所述檢測器陣列的中心到重建場的距離而變化。
12.根據權利要求1所速的三維反投影方法，其中所述多條線的線數量可根據視角而變化。
13.一種X射線CT裝置，包含X射線管；具有多個檢測器陣列的多檢測器；掃描裝置，通過繞物體轉動或旋轉所述X射線管或所述多檢測器中的至少一個，同時使二個裝置相對于該物體線性運動通過一相對的軌道來采集原始數據；原始數據提取器裝置，用來從所述原始數據中提取各對應于重建場上的一條或多條平行線的原始數據Dr；錐面光束重建加權乘法器裝置，用來將所述原始數據Dr乘以一錐面光束重建加權來生成投影線數據Dp；濾波器裝置，用來對所述投影線數據Dp進行濾波以生成圖象的位置線數據Df；反投影象素數據獲得裝置，用來根據圖象的位置線數據Df計算重建場上每個象素的反投影象素數據D2；反投影數據計算裝置，用來通過為每個象素加上用于重建圖象的所有視角的反投影數據D2來計算反投影數據D3。
14.根據權利要求13所述的X射線CT裝置，其中所述多條線的數量的范圍是沿垂直于所述多條線方向的重建場中最大象素數的1/512到1/1。
15.根據權利要求13所述的X射線CT裝置，其中當定義z軸為垂直于X射線管或多檢測器的旋轉平面的方向，或者為螺旋掃描的線性平移方向，定義y軸為在view＝0°時X射線光束的中心軸方向，并且定義x軸為垂直于z軸和y軸的方向，當視角范圍是-45°≤view＜45°或者視角范圍主要由該范圍構成并包括其附近的視角，以及視角范圍是135°≤view＜225°或者視角范圍主要由該范圍構成并包括其附近的視角時，x軸成為線方向，當視角范圍是45°≤view＜135°或者視角范圍主要由該范圍構成并包括其附近的視角，以及視角范圍是225°≤view＜315°或者視角范圍主要由該范圍構成并包括其附近的視角時，y軸成為線方向。
16.根據權利要求13所述的X射線CT裝置，進一步包含線方向內插和/或外插裝置，用來沿所述多條線方向對圖象的所述位置線數據Df進行內插和/或外插來生成圖象的高密度位置線數據Dh；其中，所述反投影象素數據獲得裝置對一圖象的高密度位置線數據Dh進行采樣以及內插和/或外插來計算重建場上每個象素的反投影象素數據D2。
17.根據權利要求13所述的X射線CT裝置，進一步包含內插和/或外插處理裝置，用來當從一給定視角的原始數據中提取對應于重建場上以均勻的多個象素間隔隔開的多條平行線的原始數據Dr，如果部分或者全部原始數據不存在，利用鄰近原始數據通過進行內插和/或外插來計算對應的原始數據Dr。
18.根據權利要求13所述的X射線CT裝置，進一步包含內插和/或外插處理裝置，用于在從處于一給定視角的原始數據中提取各對應于重建場上以均勻的多個象素間隔隔開的多條平行線之一的原始數據Dr，如果部分或者全部對應于重建場的原始數據不存在，利用鄰近原始數據通過進行內插和/或外插來計算對應于所述重建場的原始數據，從而從這樣計算得到的原始數據中提取對應于多條線的原始數據Dr；其中所述原始數據提取器裝置從所述計算得到的原始數據中提取對應于多條線的原始數據Dr。
19.根據權利要求18所述的X射線CT裝置，其中對應于重建場的場是重建場上的一圓形場或方形場被沿X射線投影方向向其投影的場。
20.根據權利要求13所述的X射線CT裝置，進一步包含一檢測器陣列方向內插和/或外插處理裝置，用來進行給定視角的原始數據的內插和/或外插，以生成在多檢測器的檢測器陣列方向上的高密度原始數據；其中所述原始數據提取裝置沿檢測器陣列方向上從高密度原始數據中提取對應于重建場上以均勻的多個象素間隔隔開的多條平行線的原始數據Dr。
21.根據權利要求20所述的X射線CT裝置，其中所述檢測器陣列方向內插和/或外插處理裝置進行內插和/或外插，這樣使得原始數據的密度比沿處于一給定視角的原始數據的檢測器陣列方向上的密度高二倍到四倍。
22.根據權利要求13所述的X射線CT裝置，進一步包含線計數設定裝置，用來根據操作員指定的圖象質量改變所述多條線的線數量。
23.根據權利要求13所述的X射線CT裝置，進一步包含線計數設定裝置，用來根據從所述檢測器陣列中心到重建場之間的距離改變所述多條線的線數量。
24.根據權利要求13所述的X射線CT裝置，進一步包含線計數設定裝置，用來根據視角改變所述多條線的線數量。
全文摘要
為了減少錐面光束重建中的計算量，本發明從利用多檢測器獲得的原始數據中提取對應于重建場(S4)上的多條線的原始數據Dr，通過原始數據乘以錐面光束重建加權而生成投影線數據(S5)，將投影線數據濾波來生成圖象位置線數據Df(S6)，根據圖象位置線數據計算重建場上每個象素的反投影象素數據(S7，S8，S9)，為每個象素加上用來進行圖象重建的所有視角的反投影象素數據來計算反投影數據(S10，S11)。線的數量可以根據所需的圖象質量而變化。
文檔編號G06T11/00GK1460452SQ0313689
公開日2003年12月10日 申請日期2003年5月22日 優先權日2002年5月22日
發明者萩原明 申請人:Ge醫療系統環球技術有限公司