CN104936526A - X射线ct装置以及图像重构方法 - Google Patents

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Abstract

降低由FFS方式生成的一个重构图像中的依存于摄像位置的分辨率的差，并提高测量精度。X射线CT装置，对用FFS方式得到的投影数据的缺损数据通过视图方向插补处理和通道方向插补处理进行插补，其中，视图方向插补处理是使用在投影数据中沿着旋转移动的角度方向排列的实际数据的处理；通道方向插补处理是使用在投影数据中沿着通道方向排列的实际数据的处理。并且，生成根据重构图像内的像素位置，进行了视图方向插补处理的投影数据和进行了通道方向插补处理的投影数据的贡献率不同的重构图像。

Description

X射线CT装置以及图像重构方法
技术领域
本发明涉及一种X射线CT装置以及图像重构方法，尤其涉及一种改善空间分辨率来提高被摄体的测量精度的技术。
背景技术
在X射线CT(Computed Tomography，计算机断层扫描)装置中，随着X射线CT测量的高级化，针对空间分辨率的改善的需求不断提高。为了提高空间分辨率，通常考虑X射线检测器的检测元件的微小化，即尺寸的小型化，但此时检测信号的S/N降低。
作为不减小该X射线检测器的检测元件的尺寸而提高空间分辨率的方法，在专利文献1中公开了称为飞焦点(FFS：Flying Focal Spot)方式的技术。FFS方式是在扫描仪旋转移动的期间使X射线焦点位置在两个位置之间交替地以电磁方式移动来产生X射线束的位置偏移，并根据该位置偏移来实现X射线透射数据的双密度化的方式。
在FFS方式中，通过扫描仪的旋转移动的角度方向(也称为视图方向或θ方向)和X射线检测器的通道方向规定的投影数据，随着X射线焦点位置的交替移动，在每个视图方向产生数据的缺损。以往，通过位于该数据的缺损的两侧，例如通道方向两侧或视图方向的两侧的实测数据(也称为实际数据)来对该数据的缺损进行插补。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：WO2011/018729 A1
发明内容
发明要解决的问题
在FFS方式中，在扫描仪的旋转中心轴附近得到一般方式的双密度的采样间隔，但在X射线检测部附近不能得到双密度，且采样间隔也不是等间隔。
此外，X射线束根据离X射线的焦点的距离而放大率不同，放大率大则空间分辨率劣化。因此，当考虑相对的视图角度中的投影数据的组合时，摄像中心附近的空间分辨率最高，随着远离摄像中心，空间分辨率降低。
如上所述，在FFS方式中，根据摄像位置，数据采样点的间隔不同，空间分辨率也不同，因此在使用现有的插补处理后的投影数据来进行重构运算的情况下，具有在一个重构图像中，在摄像中心附近和周边部发生空间分辨率的差的问题。
本发明的目的是提供一种降低由FFS方式产生的一个重构图像中的依存于摄像位置的空间分辨率的差，并提高测量精度的技术。
用于解决问题的手段
本发明通过具备校正FFS方式的投影数据中内在的数据采样间隔的摄像位置依存性和空间分辨率的摄像位置依存性来对缺损数据进行插补的数据插补部来解决上述课题。
即，本发明的X射线CT装置具备：X射线产生部，其产生X射线；X射线检测部，其具有检测所述X射线的多个X射线检测元件，并检测透射X射线来输出投影数据；旋转部，其将所述X射线产生部与所述X射线检测部相对配置，并使所述X射线产生部和所述X射线检测部旋转移动；投影数据插补部，其对所述投影数据进行插补；重构部，其使用所述插补后的投影数据来进行重构运算，生成重构图像；以及焦点移动部，其使所述X射线的焦点交替地移动到所述旋转移动的旋转轨道面内的多个位置。所述投影数据插补部通过视图方向插补处理和通道方向插补处理来对伴随所述焦点的移动而生成的数据缺损位置的数据(称为缺损数据)进行插补，其中，视图方向插补处理是使用所述投影数据的沿着所述旋转移动的角度方向排列的实际数据来进行插补的处理；通道方向插补处理是使用所述投影数据的沿着所述通道方向排列的实际数据来插补所述缺损数据的处理，所述重构部，生成进行了所述视图方向插补处理的投影数据和进行了所述通道方向插补处理的投影数据的贡献率根据所述重构图像内的像素的位置而不同的重构图像。
另外，X射线的交点的移动包括旋转轨道的周向移动和旋转轨道的径向移动。
发明效果
根据本发明，能够提供一种降低由FFS方式生成的一个重构图像中的依存于摄像位置的分辨率的差，并提高测量精度X射线CT装置以及图像重构方法。
附图说明
图1是表示本实施方式的X射线CT装置的概要结构的说明图。
图2是表示第一实施方式至第三实施方式的概要的说明图，图2(a)表示第一实施方式的概要，图2(b)表示第二实施方式的概要，图2(c)表示第三实施方式的概要。
图3是表示第一实施方式的处理流程的流程图。
图4是表示重构图像中的视图方向分辨率和通道方向分辨率的说明图。
图5是表示方向权重变化型插补处理中的正弦图(sinogram)上的数据插补方向的说明图。
图6是表示视图方向插补处理和通道方向插补处理的内容的说明图。
图7是表示视图方向插补与通道方向插补的边界位置的计算方法的说明图，图7(a)表示从各个焦点向X射线检测元件入射了X射线时的几何学关系，图7(b)表示1视图的旋转角度下的移动距离，图7(c)表示焦点移动距离与摄像中心的数据的采样间隔的几何学关系。
图8是表示第二实施方式的处理流程的流程图。
图9(a)和图9(b)分别是表示重构图像的结合处理的一例的说明图。
图10是第二实施方式的显示方式的一例的说明图。
图11是表示第二实施方式的显示方式的一例的说明图，图11(a)表示包含指定点的区域被包括在满足距离阈值Lth的圆内的状态，图11(b)表示包含指定点的区域的一部分没有被包括在满足距离阈值Lth的圆内的状态。
图12是表示第三实施方式的处理流程的流程图。
图13是表示一般方式中的X射线焦点313与X射线检测部320的相对位置的说明图。
图14是表示FFS方式中的X射线焦点313与X射线检测部320的相对位置的说明图。
图15是表示通过FFS方式进行了数据收集的正弦图的说明图。
具体实施方式
以下，参照附图，对本发明的实施方式进行说明。在全部附图中，对共同的构成要素赋予相同的符号，省略重复说明。
本实施方式的X射线CT装置具备：X射线产生部，其产生X射线；X射线检测部，其具有用于检测X射线的多个X射线检测元件，并检测透射X射线来输出投影数据；旋转部，其相对地配置X射线产生部与X射线检测部，并使X射线产生部和X射线检测部旋转移动；投影数据插补部，其对投影数据进行插补；重构部，其使用插补后的投影数据来进行重构运算，生成重构图像；以及焦点移动部，其使X射线的焦点交替地移动到所述旋转移动的旋转轨道面内的多个位置。
将多个X射线检测元件排列在沿着旋转方向的通道方向上而构成X射线检测部，投影数据包括伴随焦点的移动而产生的数据缺损。投影数据插补部通过视图方向插补处理和通道方向插补处理来对投影数据的数据缺损位置的数据进行插补，其中，视图方向插补处理是使用投影数据的沿着旋转移动的角度方向排列的实际数据来进行插补的处理，通道方向插补处理是使用投影数据的沿着通道方向排列的实际数据来进行插补的处理，重构部生成进行了视图方向插补处理的投影数据和进行了通道方向插补处理的投影数据的贡献率根据重构图像内的像素位置而不同的重构图像。
＜X射线CT装置的概要结构＞
首先，根据图1对本实施方式的X射线CT装置的概要结构进行说明。图1是表示本实施方式的X射线CT装置的概要结构的说明图。图1的X射线CT装置100具备：输入输出部200、摄像部300以及图像生成部400。
输入输出部200具备键盘211、鼠标212等输入装置和包含监视器213的输出装置。监视器213具有触摸板功能，也可以作为输入装置来使用。键盘211、鼠标212以及监视器213也在摄像条件的输入设定中使用，因此有时也将它们统称为摄像条件输入部210。
摄像部300具备：X射线产生部310、检测X射线并输出表示检测出的X射线强度的电信号的X射线检测部320、将X射线产生部310与X射线检测部320以相对的状态搭载并使它们旋转移动的机架330、控制X射线的产生和检测并控制机架330的旋转移动的动作的摄像控制部340以及被摄体搭载用工作台350。
图像生成部400具备：信号收集部410、数据处理部420以及图像显示部430。
另外，输入输出部200和图像生成部400并不一定必须与X射线CT装置100成为一体。例如，也可以通过经由网络连接的其他装置来实现其动作。
此外，也可以使用同时具有图像生成部400和输入输出部200双方功能的装置来实现。
摄像部300中的X射线产生部310具备X射线管311。X射线管311具备将X射线管311中的X射线焦点的位置交替地以电磁方式变更为沿着机架330的旋转方向的多个位置的焦点移动部(省略图示)。将该焦点移动部的变更X射线焦点的位置的功能称为FFS功能。焦点移动部能够在机架330的旋转中变更X射线焦点的位置。
此外，X射线检测部320具备多个层叠X射线检测元件和光电变换元件来构成的X射线检测器321，沿着机架330的旋转方向排列为圆弧状且在机架330的旋转轴方向上排列来构成。以下，X射线检测部320中的X射线检测器321的排列方向中，将沿着机架330的旋转方向的方向称为通道方向，将沿着机架330的旋转中心轴方向的方向称为切片方向。并且，在图1以后的各图中，y轴表示与x射线束的中心轴平行的轴，x轴表示在机架330的旋转轴轨道面(中间面)内与y轴正交的轴。因此，x轴和y轴可以称为旋转轨道面内的相对坐标。z轴是与机架330的旋转中心轴平行的轴，是与x轴和y轴正交的轴。z轴与切片方向存在平行关系。
此外，在机架330的中央设有用于配置被摄体110以及被摄体搭载用工作台350的圆形开口部331。在机架330内具备：搭载X射线管311以及X射线检测器321的旋转板332、用于使旋转板332旋转的驱动机构(未图示)。此外，在被摄体搭载用工作台350上具备用于调整相对于机架330的被摄体110的位置的驱动机构(未图示)。
此外，摄像控制部340包括：控制X射线管311以及X射线焦点的位置的X射线控制器341、控制旋转板332的旋转驱动的机架控制器342、控制被摄体搭载用工作台350的驱动的工作台控制器343、控制X射线检测器321的摄像的检测器控制器344以及控制X射线控制器341、机架控制器342、工作台控制器343、检测器控制器344的动作流程的集中控制器345。
＜X射线管、X射线检测器、摄像部＞
在本实施方式中，将X射线管311的X射线焦点与X射线检测器321的X射线输入面的距离设为1000mm。在本实施方式中，将机架330的开口部331的直径设为700 mm。
X射线检测器321由闪烁器或半导体检测器构成，检测X射线。以从基准位置，例如X射线管311的多个X射线焦点位置的平均位置或重心位置成为等距离的方式，沿着机架330的旋转方向圆弧状地排列多个X射线检测器321，构成X射线检测部320。X射线检测部320所包含的X射线检测器321的数量(通道数量)例如为1000个。各X射线检测器321的通道方向的尺寸例如为1mm。另外，为了使制作变得容易，有时作成多个平面状的检测器(检测器模块)，并使用将平面的中心部分配置成圆弧来近似地排列为圆弧状的结构。旋转板332的旋转所需要的时间依存于用户使用摄像条件输入部210输入的参数。在本实施方式中，旋转所需要的时间为1.0s/周。摄像部300的1周旋转中的摄像次数为900次，旋转板332每旋转0.4度进行1次摄像。另外，所述各规格并不局限于这些值，可以根据X射线CT装置的结构进行各种变更。
＜图像生成部＞
图像生成部400具备：信号收集部410、数据处理部420以及图像显示部430。信号收集部410包括数据收集系统(DAS：Data Acquisition System，以下标记为“DAS”)411。DAS411将所述的X射线检测器321的电信号(模拟信号)变换为数字信号。
数据处理部420包括中央处理装置(CPU：Central Processing Unit)421、存储器422以及HDD(Hard disk drive，硬盘驱动器)装置423。在中央处理装置421以及存储器422中，通过展开/启动预定程序来进行投影数据的校正运算(包含后述的视图方向插补处理以及通道方向插补处理)、图像的重构处理等各种处理。因此，中央处理装置421以及存储器422与预定程序的协同工作，由此构成进行投影数据的插补处理的投影数据插补部、以投影数据为基础进行重构运算并生成重构图像的重构部。HDD装置423进行数据的保存或输入输出。图像显示部430具备液晶显示器或CRT(Cathode Ray Tube，阴极射线管)等图像显示监视器431而构成。
接着，对使用了上述X射线CT装置100的摄像方法进行说明。撮像方法主要包括[摄像条件设定步骤]、[摄像步骤]以及[图像化步骤]这3个步骤。以下，对各步骤进行说明。
[摄像条件设定步骤]
在摄像条件设定步骤中，图1中的摄像条件输入部210将输入画面显示在监视器213或其他监视器上。操作员一边看着该画面，一边操作构成摄像条件输入部210的鼠标212或键盘211或监视器213所具备的触摸面板传感器等，由此设定X射线管311的管电流、管电压、被摄体110的摄像范围、分辨率等。另外，对于X射线管311的焦点位置移动方法，操作员根据被摄体110的分辨率来决定，并输入其决定条件。此外，在事前保存了摄像条件的情况下，也可以将其读出后使用。该情况下，可以不用每次摄像时由操作员输入。
[摄像步骤]
在摄像步骤中，当操作员指示摄像开始时，按照在上述摄像条件设定步骤中设定的摄像范围、管电压、管电流量的条件来进行摄像。对于具体方法示出例子。首先，将被摄体110配置在被摄体搭载用工作台350上。图1中的集中控制器345对工作台控制器343发出指示，以使被摄体搭载用工作台350相对旋转板332向垂直方向(z轴方向)移动，且在旋转板332的摄像位置与指定的摄像位置一致的时间点停止移动。由此，完成被摄体110的配置。集中控制器345在相同定时还对机架控制器342实施使驱动电动机动作，使旋转板332的旋转开始的指示。在旋转板332的旋转成为定速状态，且被摄体110的配置结束时，集中控制器345对X射线控制器341指示X射线管311的X射线照射定时和FFS摄像(表示使用FFS方式进行摄像)中的X射线焦点的位置，此外，对检测器控制器344指示X射线检测器321的摄像定时。
FFS摄像中的X射线焦点的位置，设置机架330的旋转轨道面内的多个位置，更详细而言，设置沿着旋转轨道面的切线方向的2个焦点位置，将焦点交替地移动到各焦点位置。另外，X射线的焦点的移动包括旋转轨道的周向移动和旋转轨道的径向移动，但在此对周向移动的情况进行说明。然后，开始摄像，即开始X射线照射以及基于X射线检测器321的X射线的检测。通过重复这些指示，对摄像范围整体进行摄像。X射线被X射线检测器321变换为电信号后进入DAS411。在DAS411中，该电信号被一定时间积分来变换为每单位时间的X射线入射量信息(称为“投影数据”)后，保存在HDD装置423中。
如上所述，通过被摄体搭载用工作台350重复移动、停止，针对工作台350的每个位置得到一个投影数据。另外，也可以不是工作台350重复移动、停止，而是如公知的螺旋扫描(Helical Scan)那样一边使被摄体搭载用工作台350向z轴方向移动一边进行摄像。
[图像化步骤]
在图像化步骤中，使用图1所示的数据处理部420具备的中央处理装置421、存储器422以及HDD装置423来进行将保存在HDD装置423中的数据图像化的处理。
在图13所示的一般方式的摄像中，相对于X射线检测器321固定X射线的焦点313的位置，与此相对，FFS方式的摄像如图14所示，使X射线的焦点313a(313b)在2个位置之间移动来进行摄像。另外，在图13、图14中，y轴表示与X射线束的中心轴平行的轴，x轴表示在扫描仪的旋转轨道面(中间面)内与y轴正交的轴。z轴是与扫描仪的旋转中心轴平行的轴，且是与x轴以及y轴正交的轴。此外，直线L表示通过旋转中心附近且与x轴平行的直线。直线L与连接X射线焦点和各个X射线检测器321的直线(X射线束)的交点R相当于数据采样点。在该FFS方式的摄像中，随着扫描仪的旋转移动，X射线的焦点交替地移动，由此如图15所示，在投影数据中沿着通道方向以及视图方向存在数据的缺损。
本发明的特征在于，在该[图像化步骤]中，对于通过FFS方式摄像而得到的被摄体110的投影数据，沿着通道方向以及视图方向进行缺损的数据(称为缺损数据)的插补，并使用它们来重构被摄体110的重构图像。
根据沿着通道方向以及视图方向进行缺损数据的插补而得的投影数据生成重构图像的方式大致有3种。因此，使用图2对这3种方式的概要进行说明，之后，将各方式分为第一实施方式至第三实施方式来进行详述。图2是表示第一实施方式至第三实施方式的概要的说明图，图2(a)表示第一实施方式的概要，图2(b)表示第二实施方式的概要，图2(c)表示第三实施方式的概要。
另外，为了便于说明，在图2中说明使用投影数据的正弦图沿着视图方向以及通道方向的至少一方向实施缺损数据的插补处理的例子。正弦图是在纵轴表示视图方向(也称为θ方向)，横轴表示通道方向(也称为x方向)的坐标系中展开投影数据而得的图表。另外，也可以不展开为正弦图，对投影数据进行沿着视图方向以及通道方向的缺损数据的插补处理。
第一实施方式是将正弦图分为多个区域，根据区域使要实施的插补处理的种类不同的实施方式。在插补处理中，使用视图方向插补处理和通道方向插补处理，其中，视图方向插补处理使用沿着视图方向排列的实际数据对缺损数据进行插补，通道方向插补处理使用沿着通道方向排列的实际数据对缺损数据进行插补。
具体而言，如图2(a)所示，将正弦图500分为通道方向中心附近的区域500a和其两侧区域(比区域500a相对靠近通道方向的端部的区域)500b，在区域500a实施视图方向插补处理，在区域500b实施通道插补处理。然后，使用插补处理后的正弦图500A进行重构运算，生成重构图像510。在实施了这样的插补处理后的重构图像510中，在与机架330的旋转中心对应的位置附近，进行了视图方向插补处理后的投影数据的贡献率相对较高，而在其周边部，进行了通道方向插补处理后的投影数据的贡献率相对较高。图2(a)的圆520表示视图方向插补处理与通道方向插补处理的边界。对于图2(b)和图2(c)也是相同的。另外，在以重构视野范围(FOV：field of view)的中心与机架330的旋转中心一致的方式设定了FOV的情况下，FOV中心即重构图像中的图像中心与重构图像中的旋转中心轴的重构点一致。
在第二实施方式中，如图2(b)所示，对各切片方向位置准备两个相同的投影数据。在图2(b)中示例了相同的正弦图501和正弦图502。然后，对一方的正弦图501整体实施视图方向插补处理来进行缺损数据的插补。将这样进行了插补处理而得到的投影数据称为“视图方向插补投影数据”。此外，对另一方的正弦图502整体实施通道方向插补处理来进行缺损数据的插补。将进行了这样的插补处理而得到的投影数据称为“通道方向插补投影数据”。接着，重构视图方向插补投影数据(正弦图501A)来生成视图方向插补重构图像511。此外，重构通道方向插补投影数据(正弦图502A)来生成通道方向插补重构图像512。之后，结合视图方向插补重构图像511与通道方向插补重构图像512来生成结合图像513。结合图像513以在摄像中心附近视图方向插补重构图像511的贡献率相对较高，在摄像中心的周边部通道方向插补重构图像512的贡献率相对较高地方式进行结合处理。
在第三实施方式中，与第二实施方式同样地生成视图方向插补投影数据(正弦图501A)和通道方向插补投影数据(正弦图502A)。接着，根据重构图像515上的像素位置，使对视图方向插补投影数据乘算的第一权重以及对通道方向插补投影数据乘算的第二权重变化，来对视图方向插补投影数据和通道方向插补投影数据进行卷积运算，生成一个重构图像515。在卷积运算中，知道重构图像515的实际坐标，因此在重构图像515中的摄像中心附近，将第一权重设成比第二权重高，在摄像中心的周边部将第二权重设成比第一权重高，来进行卷积运算。以下，对各实施方式的细节进行说明。
＜第一实施方式＞
对于第一实施方式，参照上述的图2(a)、图3至图7进行说明。图3是表示第一实施方式的图像化步骤的处理流程的流程图。图4是表示重构图像中的视图方向分辨率和通道方向分辨率的说明图。图5是表示方向权重变化型插补处理中的正弦图上的数据插补方向的说明图。图6是表示视图方向插补处理和通道方向插补处理的内容的说明图。图7是表示视图方向插补与通道方向插补的边界位置的计算方法的说明图，图7(a)表示从各个焦点向X射线检测元件入射了X射线时的几何学关系，图7(b)表示1视图的旋转角度下的移动距离，图7(c)表示焦点移动距离与摄像中心的数据的采样间隔的几何学关系。以下，沿着图3的各步骤进行说明。
(步骤S101)
首先，对于投影数据，实施视图方向插补处理和通道方向插补处理所需要的预处理(步骤S101)。作为预处理的内容，例如实施电路的线性度校正或缺陷校正(缺陷像素校正)等。使用公知技术来实施线性度校正和缺陷校正。对于缺陷校正，例如可以使用在日本特开2005－124613号中所记载的技术等。
(步骤S102)
接着，对通过FFS摄像得到的投影数据进行缺损数据的插补处理(参照图2(a))(步骤S102)。如上所述，在FFS摄像中，在旋转中心轴附近，通道方向的数据采样点数较多且采样密度较高，与此相对，在X射线检测器321附近，通道方向的数据采样密度实效地较低。因此，根据沿着通道方向进行插补处理而得到的投影数据重构的重构图像，空间分辨率(称为通道方向分辨率)因像素的位置(摄像位置)而不同。此外，放大率因摄像位置而不同，因此根据沿着视图方向进行插补处理而得到的投影数据重构的重构图像，空间分辨率(称为视图方向分辨率)也因像素的位置(摄像位置)而不同。图4是使用了横轴表示离重构图像中的摄像中心的距离，纵轴表示通道方向分辨率和视图方向分辨率的坐标系的图表。如图4所示，在摄像中心附近，通道方向分辨率高于视图方向分辨率，随着从摄像中心远离，通道方向分辨率和视图方向分辨率都劣化。该劣化的程度中，通道方向分辨率的劣化程度大于视图方向分辨率的劣化程度。因此，在离摄像中心某个距离，视图方向分辨率与通道方向分辨率一致。将此时的距离表示为距离阈值Lth。当超过距离阈值Lth时，视图方向分辨率超过通道方向分辨率。
将离摄像中心的距离在距离阈值Lth以下的区间设为“第一区域”，将大于距离阈值Lth的区间设为“第二区域”时，在第一区域中，视图方向分辨率相对较低，在通道方向实际数据的采样密度相对较高，因此使用采样密度比较低的视图方向的实际数据进行视图方向插补处理，对缺损数据进行插补。由此，实现视图方向的分辨率的提高。另一方面，在第二区域中，视图方向分辨率相对较高，但在通道方向实际数据的采样密度相对较低，因此使用采样密度比较低的通道方向的实际数据进行通道方向插补处理，对缺损数据进行插补。其结果，能够降低依存于重构图像的摄像位置的视图方向分辨率与通道方向分辨率的差。
具体而言，如图5所示，在正弦图503(其相当于扩大显示了图2(a)的正弦图500)中，以旋转中心轴的投影数据入射的通道方向位置x0为中心，将位于距离阈值Lth以内的位置的通道方向位置设为第一区域，在该第一区域中进行视图方向插补处理。此外，在离通道方向位置x0的距离在距离阈值Lth以上的第二区域中进行通道方向插补处理。在图5的正弦图中，白色四角形表示实际数据存在的位置，灰色四角形表示数据缺损位置。
使用图6对视图方向插补处理和通道方向插补处理进行说明。视图方向插补处理是指使用沿着视图方向与数据缺损位置相邻的实际数据对该数据缺损位置的缺损数据进行插补。此外，通道方向插补处理是指使用沿着通道方向与数据缺损位置相邻的实际数据对该数据缺损位置的缺损数据进行插补。例如，在图6中，使用以数据缺损位置R2为中心的由1×3基块构成的过滤器f1来计算数据缺损位置R2(坐标(θm，xn))的数据时，对数据缺损位置R2使用沿着视图方向相邻的数据采样点R11(坐标(θm－1，xn))和数据采样点R12(坐标(θm+1，xn))的实际数据来计算。在计算方法中，例如将通过下式(1)得到的计算结果作为数据缺损位置R2的数据来进行插补。
【式1】
R2的值＝{R11的实际数据+R12的实际数据}/2……(1)
此外，在通道方向插补处理中，使用以数据缺损位置R2为中心的由3×1基块构成的过滤器f2来计算数据缺损位置R2(坐标(θm，xn))的数据的情况下，对于数据缺损位置R2设沿着通道方向相邻的数据采样点R13(坐标(θm，xn－1))、数据采样点R14(坐标(θm，xn+1))时，使用这些采样点R13和R14的实际数据，例如将通过下式(2)计算出的值作为数据缺损位置R2的数据来进行插补。
【式2】
R2的值＝{R13的实际数据+R14的实际数据}/2……(2)
另外，在数据采样点R1(R11～R14中的某个)中有数据缺损位置的情况下，同样地可以使用视图方向两侧或通道方向两侧的实际数据来进行视图方向插补和通道方向插补。上述1×3以及3×1的过滤器尺寸为一例，并不限定于此。此外，也可以适当地对过滤器乘以越靠近数据缺损位置的数据采样点的实际数据越大的权重来求出插补的值。
接着，使用图7对检测应用视图方向插补处理以及通道方向插补处理的区域的边界、相当于上述的距离阈值Lth的位置的处理进行说明。作为边界决定的前提，假定摄像中心(重构中心点)与旋转中心处于相同位置。将摄像中心设为O，将X射线焦点313a和X射线焦点313b的中心位置设为S，将从中心位置S下垂到X射线检测部320的垂线与X射线检测部320的交点(更详细而言，与X射线检测器321的受像面的交点)的位置设为I，定义SI间的距离SID，OI间的距离OID。此外，将焦点位置的振幅设为δ，将旋转方向的分割数，即视图(view)数设为V。并且，将通过摄像中心O且与x轴平行的直线设为Lc，将图13所示的、一般摄像(不进行FFS方式的摄像的情况下)中的直线Lc上的采样间隔设为xLc，通过gx表示FFS方式中的直线Lc上的采样间隔。将从直线Lc向X射线检测部320沿着y轴方向位移了Δy的直线表示为Ld，将从直线Lc向X射线焦点313a、X射线焦点313b沿着y轴方向位移了Δy的直线表示为Le。
在FFS方式的摄影中，在摄像中心O的位置分辨率达到最佳时，在图7(a)的直线Lc上的摄像中心O的位置的采样成为xLc/2。此时，根据图7(c)所示的三角形的相似条件成为式(3)。
【式3】
x L c / 2 δ = O I D S I D ... ( 3 )
从该位置偏移了Δy的直线Le、直线Le上的位置的采样间隔gx同样地根据相似条件成为式(4)。
【式4】
g x = δ × O I D + Δ y S I D ... ( 4 )
向式(4)代入式(3)来消去δ/SID时，成为式(5)。
【式5】
g x = x L c 2 + x L c 2 Δ y O I D ... ( 5 )
在该式(5)中，在Δy为正(将X射线焦点侧设为正)时采样间隔gx的值大于xLc/2，空间分辨率劣化，在Δy为负时采样间隔小于xLc/2，空间分辨率提高。但是，实际上在Δy为负的情况下，如以下说明所示地空间分辨率也劣化。即，在图7(a)的直线Le上相邻的两个采样间隔gx(e1)和gx(e2)中，采样间隔gx(e2)变小，但采样间隔gx(e1)变大。在Δy为正的情况下，通过式(5)求出的是较大一方的采样间隔，但在Δy为负的情况下，求出的是较小一方的采样间隔。在Δy为负的情况下的较大一方的采样间隔，若知道与通过式(5)求出的较小一方的采样间隔gx(e2)的和，则能够根据该和求出。为了简化说明，将Δy的位置假定为放大率几乎不变化的范围时，较大一方的采样间隔与较小一方的采样间隔的和能够用直线Lc中的采样间隔的2倍(＝xLc)来近似，Δy为负的情况下的较大一方的采样间隔gx(e1)成为式(6)。
【式6】
g x ( e 1 ) = x L c - ( x L c 2 + x L c 2 &Delta; y O I D ) = x L c 2 - x L c 2 &Delta; y O I D ( &Delta; y < 0 ) ... ( 6 )
将其设为Δy为负的情况下的采样间隔gx时，可以对式(5)和式(6)使用绝对值而来述为式(7)。
【式7】
g x = x L c - ( x L c 2 + x L c 2 &Delta; y O I D ) = x L c 2 + x L c 2 | &Delta; y | O I D ... ( 7 )
也就是说，知道在正负双方，通道方向(x方向)的分辨率比中心劣化。
另一方面，视图方向的采样间隔gv相当于以1视图的角度采样点移动的距离。如图7(b)所示，从摄像中心O离开Δy的位置处的每1视图的移动距离，在视图数足够大的情况下，若用直线近似圆周(相当于移动距离的圆弧)，则可以记述为式(8)。
【式8】
g v = 2 &pi; | &Delta; y | V ... ( 8 )
(式7)与(式8)相等的点为视图方向的分辨率劣化与通道方向的分辨率劣化一致的点，因此离中心的距离Δy满足式(9)的圆周成为边界。
【式9】
x L c 2 + x L c 2 | &Delta; y | O I D = 2 &pi; | &Delta; y | V ... ( 9 )
在从该边界至中心部侧在视图方向进行插补，在外侧在通道方向进行插补即可。从摄像中心O至Δy为止的距离相当于上述的距离阈值Lth。
在投影数据中，作为旋转中心轴的投影数据得到摄像中心O，因此在第一实施方式中，在投影数据上，将与从X射线焦点的中心位置S通过摄影中心O向X射线检测部320下垂的垂线交叉的X射线检测器321的通道位置设为中心，沿着通道方向不到距离阈值Lth的第一区域应用视图方向插补处理进行缺损数据的插补，沿着通道方向距离阈值Lth以上的第二区域应用通道方向插补处理进行缺损数据的插补。在上述的例子中，使用基于X射线的焦点的移动距离δ、X射线焦点－X射线检测器间距离SID以及旋转中心－X射线检测器间距离OID计算出的值来决定距离阈值Lth，但为了测量对应于离旋转中心的距离的分辨率，也可以使用基于由拍摄了尺寸已知的被摄体的图像构成的、分辨率测量图像计算出的值来决定。
(步骤S103)
在步骤S103中，进行Log变换或重构处理所需要的预处理(步骤S103)。也可以使用公知技术来实施。此外，也可以在步骤S102之前的步骤S101中实施Log变换。
(步骤S104)
使用实施了步骤S103的预处理的投影数据来进行重构运算处理，生成重构图像(X射线CT图像)(步骤S104)。重构算法例如可以使用作为公知技术的FeldKamp法或逐次近似法来进行重构，而不论重构算法的种类。
(步骤S105)
显示X射线CT图像(步骤S105)。
根据本实施方式，在X射线CT装置中能够降低依存于通过FFS方式摄像的情况下产生的一个重构图像中的摄像位置的分辨率的差，使重构图像的分辨率与重构图像上的像素的位置匹配地进行最佳化。
另外，通过向第一实施方式追加作为公知技术的床横移动，可预见进一步的X射线CT装置的改善。在通常的图像中，在X射线CT装置的旋转中心和离开旋转中心的位置，X射线CT图像的分辨率也不同，但在FFS方式的情况下，离开旋转中心的位置的分辨率的劣化如之前所述显著。因此，通过床横移动和床上下方向移动，使旋转中心与摄像中心(重构中心点)极力一致，由此可预见用户所期望的构成视野中的分辨率的改善。由此，除了上述效果外，也可以期待测量的X射线CT图像的关心区域中的分辨率的提高。
此外，在上述说明中，将一个正弦图分为第一区域和第二区域这2个区间，对各区间实施视图方向插补处理或通道方向插补处理中的某种处理，但也可以在第一区域与第二区域之间设置包含距离阈值Lth的连接区域，并在该连接区域中使实施视图方向插补处理和通道方向插补处理的比例连续地变化。并且，也可以在投影数据上，将x、θ设为变量，使用过滤函数f(x,θ)使对视图方向插补处理进行乘法运算的权重和对通道方向插补处理进行乘法运算的权重连续地变化。这等价于将正弦图上的区间数设为无限大。通过使用连续地变化的过滤函数，能够抑制X射线CT图像上的不连续的点或边界的发生。作为过滤函数的一例，也可以使用根据离旋转移动的旋转中心的距离而变化的三角函数。
＜第二实施方式＞
在第二实施方式中，如使用图2(b)已经说明的那样，生成两份相同的投影数据，对一方的投影数据的所有缺损数据通过视图方向插补处理进行插补来生成视图方向插补投影数据，对另一方的投影数据的所有缺损数据通过通道方向插补处理进行插补来生成通道方向插补投影数据。然后，对视图方向插补投影数据进行重构运算来生成视图方向插补重构图像，并且对通道方向插补投影数据进行重构运算来生成通道方向插补重构图像。之后，作为结合了视图方向插补重构图像与通道方向插补重构图像的结合图像，生成视图方向插补重构图像与通道方向插补重构图像的贡献率根据该结合图像内的像素的位置而不同的结合图像。以下，使用图8至图11对本实施方式进行说明。图8是表示第二实施方式的处理流程的流程图。图9是表示重构图像的结合处理的说明图。图10是表示第二实施方式的显示方式的一例的说明图。图11是表示第二实施方式的显示方式的一例的说明图，图11(a)表示包含指定点的区域被包含在表示距离阈值Lth的边界标记内的状态，图11(b)表示包含指定点的区域的一部分没有被包含在满足距离阈值Lth的边界标记内的状态。另外，图8表示第二实施方式的[图像化步骤]的流程，但之前进行的[摄像条件设定步骤]和[摄像步骤]与上述相同，因此省略说明。以下，按照图8的各步骤进行说明。
(步骤S101)
首先，对投影数据进行视图方向插补处理和通道方向插补处理所需要的预处理(步骤S101)。作为预处理的内容，例如实施电路的线性度校正或缺陷校正(缺陷像素校正)等。使用公知技术来实施线性度校正和缺陷校正。
(步骤S111、步骤S112)
接着，实施伴随FFS功能的缺损数据的插补。准备一组(两个)在相同切片位置测量的投影数据。对于一方的投影数据，在投影数据上的所有数据缺损位置实施视图方向插补处理来生成视图方向插补投影数据(S111)。对于另一方的投影数据，通过通道方向插补处理对投影数据上的所有数据缺损位置的缺损数据进行插补来生成通道方向插补投影数据(S112)。这里所说的通道方向插补处理和视图方向插补处理，与在第一实施方式中根据图6说明的处理内容相同。
(步骤S103－1、S103－2)
对于在步骤S111中生成的视图方向插补投影数据进行Log变换或重构处理所需要的预处理(步骤S103－1)。同样地，对于在步骤S112中生成的通道方向插补投影数据进行Log变换或重构处理所需要的预处理(步骤S103－2)。其也使用公知技术来实施。此外，也可以在步骤S111和步骤S112之前的步骤S101中实施Log变换。
(步骤S104－1、S104－2)
以视图方向插补投影数据为基础进行重构运算来生成重构图像(S104－1)。以下，将该重构图像称为“视图方向插补重构图像”(相当于图2(b)中的重构图像511)。并且，以通道方向插补投影数据为基础进行重构运算来生成重构图像(S104－2)。以下，将该重构图像称为“通道方向插补重构图像”(相当于图2(b)中的重构图像512)。因此，在该步骤中生成两个重构图像。重构算法例如也可以使用作为公知技术的FeldKamp法或逐次近似法来进行重构，而不论重构算法的种类。
(步骤S113)
接着，结合在步骤S104－1、S104－2中生成的两个重构图像(步骤S113)。图9表示结合的例子。在图9中用椭圆围住的区域内为被摄体区域，圆520表示划分第一区域513a与第二区域513b的边界。在9(a)所示的例子中，在结合图像513中的、从旋转中心轴的重构点0起比距离阈值Lth(实线的圆520)靠内侧的第一区域513a使用视图方向插补重构图像511，而包含距离阈值Lth且其外侧的第二区域513b使用通道方向插补重构图像512，将它们结合来生成结合图像513。
此外，在图9(b)所示的例子中，为了保持距离阈值Lth周边区域中的连续性，设置包含距离阈值Lth且连接第一区域513a与第二区域513b的连接区域513c，在该区域513c中将视图方向插补重构图像511与通道方向插补重构图像512相加。在图9(b)中，将连接区域513c表示为被与实线的圆520为同心圆且半径比距离阈值Lth短的虚线的圆531以及与实线的圆520为同心圆且半径比距离阈值Lth长的虚线的圆532夹持的区域。视图方向插补重构图像511与通道方向插补重构图像512的相加方法，例如在第一区域513a中仅使用视图方向插补重构图像511，在第二区域513b中仅使用通道方向插补重构图像512。并且，在连接区域513c中，对视图方向插补重构图像511和通道方向插补重构图像512双方乘上根据离距离阈值Lth的距离而加权的权重系数(weight)来进行相加。由此，在连接区域中，可以使视图方向插补重构图像和通道方向插补重构图像的贡献率连续地变化。
例如在图9中，使用根据离结合图像513中的摄像中心(旋转中心的重构点)的距离而线性变化的权重系数，在距离阈值Lth上对视图方向插补重构图像511和通道方向插补重构图像512双方乘上权重系数0.5，随着比其接近摄像中心O(随着接近第一区域513a)，使对视图方向插补重构图像511乘算的权重相对大于对通道方向插补重构图像512乘算的权重。此外，随着从摄像中心O远离(随着接近第二区域513b)，使对视图方向插补重构图像511乘算的权重相对小于对通道方向插补重构图像512乘算的权重。由此，在结合图像513中，结合位置不会不连续，因此能够减少距离阈值Lth处的伪影的产生。
另外，在重构部求取距离阈值Lth时，在第一实施方式中求出边界作为投影数据中的视图方向的分辨率与通道方向的分辨率一致的点，但也可以求出通道方向插补重构图像中的视图方向(角度方向)的分辨率与通道方向的分辨率一致的点或视图方向插补重构图像中的视图方向(角度方向)的分辨率与通道方向的分辨率一致的点作为边界。此时，与第一实施方式同样地，重构部可以使用以X射线的焦点的移动距离为基础计算出的值来决定，或使用以用于测量对应于离旋转中心的距离的分辨率的分辨率测量图像为基础计算出的值来决定。
(步骤S114)
最后显示图像(步骤S114)。成为显示对象的图像有结合图像513、通道方向插补重构图像512以及视图方向插补重构图像511，也可以显示其中的一个或任意的组合。由此，能够成为多角度的诊断。作为显示方式的一例，如图10所示，也可以仅显示结合图像513。此时，也可以在结合图像513上重叠地显示表示满足距离阈值Lth的圆520的边界标记540。由此可以向操作员传达在边界标记540的周围过滤器正在变化的情况。此外，也可以不显示边界标记540而易于观察地显示整体。
作为显示方式的其他例子，在初始显示状态中仅显示通道方向插补重构图像512，在其内侧根据需要而显示视图方向插补重构图像511。通道方向插补重构图像512与视图方向插补重构图像511相比，重构图像内的分辨率的均匀性高。因此，首先显示通道方向插补重构图像512，以某程度均匀的分辨率目视图像整体，且指定在该图像中操作员所在意的位置时，将包含该指定的位置的区域置换成视图方向插补重构图像511来显示。例如，如图11(a)所示，在通道方向插补重构图像512上重叠显示满足距离阈值Lth的边界标记540(在图11中用虚线描绘)。当进行用于指定该边界标记540中的任意点的操作(例如，将鼠标光标550对准指定位置后点击)时，设定以该指定点为中心的指定区域551(在图11中用实线描绘)。仅该指定区域551的内部，置换成比通道方向插补重构图像512分辨率高的视图方向插补重构图像511而显示。如图11(b)所示，以指定点为中心的指定区域551比满足距离阈值Lth的边界标记540向外侧超出时，可以仅将指定区域551中的、边界标记540内侧的区域置换成视图方向插补重构图像511。在本显示例中，当指定边界标记540外侧时，不进行向视图方向插补重构图像511的置换。另外，在图11的显示例中，在步骤S113中进行求取距离阈值的处理，不需要结合处理。
根据本实施方式，能够减小依存于重构图像内的摄像位置的视图方向分辨率与通道方向分辨率的差。此外，由于生成多个插补图像(视图方向插补重构图像、通道方向插补重构图像以及结合图像)，因此能够显示用户所期望的分辨率的插补图像，且能够期待使多角度的诊断变得更容易的效果。
作为第二实施方式的变形例，在结合图像513中，也可以使用根据离摄像中心的距离使对视图方向插补重构图像乘算的权重系数和对通道方向插补重构图像乘算的权重系数连续地变化的过滤函数。由此，能够对连接区域整体连续地降低视图方向分辨率与通道方向分辨率的差。作为该过滤函数的一例，也可以使用根据离旋转移动的旋转中心(结合图像中的摄像中心)的距离而变化的三角函数。
＜第三实施方式＞
在第二实施方式中，为了生成视图方向插补重构图像和通道方向插补重构需要进行2次重构运算处理。因此，重构运算时间成为2倍。因此，在第三实施方式中，在重构运算中根据像素位置变更要使用的投影数据，由此进行1次重构运算即可，实现重构运算时间的缩短。在第三实施方式中，[摄像条件设定步骤]和[摄像步骤]与第一实施方式相同，因此省略说明，以下仅对[图像化步骤]进行表示。以下，基于图2(c)和图12对第三实施方式进行说明。图12是表示第三实施方式中的图像化步骤的处理流程的流程图。以下，按照图12的各步骤进行说明，对于与第一实施方式和第二实施方式相同的处理内容仅记载概要，省略详细的说明。
(步骤S101、S111、S112、S103－1、S103－2)
与第二实施方式同样地，准备1组(两个)相同的投影数据，对各个投影数据进行视图方向插补处理和通道方向插补处理所需要的预处理(S101)。接着，对各个投影数据进行视图方向插补处理(S111)和通道方向插补处理(S112)。然后，对步骤S111和S112的插补处理后的投影数据进行Log变换以及重构处理的预处理(S103－1、S103－2)。
(步骤S124)
接着，实施复合重构(步骤S124)。这里的“复合重构”是指使用多个种类的投影数据进行重构运算而生成一个重构图像。由此，根据重构图像的像素的位置来变更在重构处理中使用的投影数据的使用比例，来实现视图方向和通道方向的插补水平的最佳化，且实现重构图像的空间分辨率的提高。
表示具体的重构顺序。首先，使用的是作为公知技术的卷积法(重叠积分法)。这是将重构图像的各像素的像素值，对于用于该像素值的计算的投影数据，根据重构图像上的像素的位置(实际空间中的像素的位置)进行加权而相加的方法。也就是说，在相加的时刻知道重构图像上的哪个像素，因此决定对该像素最佳的投影数据的视图方向插补投影数据(图2(c)的501A)和通道方向插补投影数据(图2(c)的502A)的使用比例，并进行卷积运算。
例如，在图2(c)所示的重构图像515中，在表示从摄像中心(在本实施方式中，与旋转中心的重构点相同)起距离阈值Lth的圆520内侧的第一区域内的缺损数据，将通道方向插补投影数据502A的权重设为0，将视图方向插补投影数据501A的权重设为1来进行基于卷积法的重构运算。其结果，在圆520内侧的第一区域中仅使用视图方向插补投影数据501A来进行重构运算。在位于圆520上以及其外侧的第二区域的缺损数据，将视图方向插补投影数据501A的权重设为0，将通道插补投影数据502A的权重设为1来进行基于卷积法的重构运算。即，在该区域中，仅使用通道方向插补投影数据502A来进行重构运算。在重构部计算距离阈值Lth时，也可以求出通道方向插补重构图像中的视图方向(角度方向)的分辨率与通道方向的分辨率一致的点，或视图方向插补重构图像中的视图方向(角度方向)的分辨率与通道方向的分辨率一致的点作为边界。该情况下，与第一实施方式同样地，重构部可以使用基于X射线的焦点的移动距离计算出的值来决定，或使用基于用于测量对应于离旋转中心的距离的分辨率的分辨率测量图像计算出的值来决定。另外，在本实施方式中，作为重构运算处理的算法，以卷积法为例进行了说明，但只要是知道摄像位置的实际空间中的坐标或重构图像中的实际坐标的算法，则并不局限于卷积法。
(步骤S105)
与第一实施方式同样地，显示所生成的重构图像(S105)。或者，如第二实施方式的图11所示，在初始显示中显示通道方向插补重构图像，并与其重叠地显示满足距离阈值Lth的边界标记540，在边界标记540内设定了指定区域的情况下，也可以显示使用对应于该指定区域的摄像位置(重构图像515中的位置)的第一权重以及第二权重而进行了针对投影数据的基于卷积的重构运算的重构成像。
根据本实施方式，仅通过一次重构运算就能够生成降低了重构图像的视图方向分辨率与通道方向分辨率的差的重构图像，因此与第二实施方式相比，最终实现了减少所需要的存储器量的效果。
作为上述的变形例，能够防止在重构图像515的圆520中产生不连续区域，因此与第二实施方式同样地，包含圆520，设置连接第一区域与第二区域的连接区域，连接区域内的缺损数据，随着靠近摄像中心，对视图方向插补投影数据501A乘算的第一权重系数相对变大，另一方面，随着远离摄像中心，对通道方向插补投影数据502A乘算的第二权重系数相对变大，由此，在连接区域内可以使第一权重和第二权重连续地变化来进行卷积运算。
此外，在重构图像515中，也可以使用根据离摄像中心的距离，使对视图方向插补投影数据501A乘算的第一权重系数和对通道方向插补投影数据502A乘算的第二权重系数连续地变化的过滤函数。由此，能够对重构图像整体连续地降低视图方向分辨率与通道方向分辨率的差。作为该过滤函数的一例，也可以使用根据离旋转移动的旋转中心(重构图像515中的摄像中心)的距离而变化的三角函数。
符号说明
100  X射线CT装置
110  被摄体
200  输入部
210  摄像条件输入部
211  键盘
212  鼠标
213  监视器
300  摄像部
310  X射线产生部
311  X射线管
313、313a、313b  X射线焦点
320  X射线检测部
321  X射线检测器
330  机架
331  开口部
332  旋转板
340  摄像控制部
341  X射线控制器
342  机架控制器
343  工作台控制器
344  检测器控制器
345  集中控制器
350  被摄体搭载用工作台
400  图像生成部
410  信号收集部
411  数据收集系统、DAS
420  数据处理部
421  中央处理装置
422  存储器
423  HDD装置
430  图像显示部
431  图像显示监视器

Claims (20)

1.一种X射线CT装置，其特征在于，具备：
X射线产生部，其产生X射线；
X射线检测部，其具有检测所述X射线的多个X射线检测元件，并检测透射X射线来输出投影数据；
旋转部，其将所述X射线产生部与所述X射线检测部相对配置，并使所述X射线产生部和所述X射线检测部旋转移动；
投影数据插补部，其对所述投影数据进行插补；
重构部，其使用所述插补后的投影数据来进行重构运算，生成重构图像；以及
焦点移动部，其使所述X射线的焦点交替地移动到所述旋转移动的旋转轨道面内的多个位置，
将所述多个X射线检测元件排列在沿着所述旋转方向的通道方向上来构成所述X射线检测部，
所述投影数据包括伴随所述焦点的移动而产生的数据缺损，
所述投影数据插补部通过视图方向插补处理和通道方向插补处理来对所述投影数据的数据缺损位置的数据进行插补，其中，视图方向插补处理是使用所述投影数据的沿着所述旋转移动的角度方向排列的实际数据来进行插补的处理，通道方向插补处理是使用所述投影数据的沿着所述通道方向排列的实际数据来进行插补的处理，
所述重构部生成进行了所述视图方向插补处理的投影数据以及进行了所述通道方向插补处理的投影数据的贡献率根据所述重构图像内的像素的位置而不同的重构图像。
2.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述投影数据插补部根据所述数据缺损位置来变更实施所述视图方向插补处理和所述通道方向插补处理的比率。
3.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述投影数据插补部根据离所述旋转移动的旋转中心的距离将所述投影数据分割成多个区域，通过所述视图方向插补处理对位于与所述旋转中心相对较近的第一区域内的缺损位置的数据进行插补，通过所述通道方向插补处理对位于与所述旋转中心相对较远的第二区域内的缺损位置的数据进行插补。
4.根据权利要求3所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述投影数据插补部以所述投影数据的所述角度方向的空间分辨率与所述通道方向的空间分辨率一致的位置为边界，将所述投影数据分割为所述第一区域和所述第二区域。
5.根据权利要求4所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述投影数据插补部在所述边界的近旁设置包含所述第一区域的一部分和所述第二区域的一部分的连接区域，并在该连接区域中使实施所述视图方向插补处理与所述通道方向插补处理的比例连续地变化。
6.根据权利要求4所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述投影数据插补部使用基于所述X射线的焦点的移动距离而计算出的值来决定所述边界，或使用基于用于测量与离所述旋转中心的距离对应的分辨率的分辨率测量图像而计算出的值来决定所述边界。
7.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述投影数据插补部生成两个相同的所述投影数据，一方的所述投影数据的缺损位置的数据通过所述视图方向插补处理进行插补来生成视图方向插补投影数据，另一方的所述投影数据的缺损位置的数据通过所述通道方向插补处理进行插补来生成通道方向插补投影数据，
所述重构部使用所述视图方向插补投影数据和所述通道方向插补投影数据来生成所述重构图像。
8.根据权利要求7所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述重构部对所述视图方向插补投影数据进行重构运算来生成视图方向插补重构图像，并且对所述通道方向插补投影数据进行重构运算来生成通道方向插补重构图像，生成结合了所述视图方向插补重构图像与所述通道方向插补重构图像的结合图像，即所述视图方向插补重构图像与所述通道方向插补重构图像的贡献率根据该结合图像内的像素的位置而不同的结合图像。
9.根据权利要求8所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述重构部根据离所述结合图像中的所述旋转中心的重构点的距离分割为多个区域，与所述旋转中心的重构点相对较近的第一区域使用所述视图方向插补重构图像，与所述旋转中心的重构点相对较远的第二区域使用所述通道方向插补重构图像，结合所述第一区域的所述视图方向插补重构图像与所述第二区域的所述通道方向插补重构图像来生成所述结合图像。
10.根据权利要求9所述的X射线CT装置，其特征在于，
还具备指定所述通道方向插补重构图像上的任意的点的操作部，
所述重构部在所述通道方向插补重构图像上重叠显示表示所述第一区域与所述第二区域的边界的边界标记，并将所述通道方向插补重构图像所包含的所述第一区域中的、包含操作员通过所述操作部指定的点的指定区域内的所述通道方向插补重构图像置换成所述视图方向插补重构图像。
11.根据权利要求9或10所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述重构部以所述通道方向插补重构图像中的所述角度方向的空间分辨率与所述通道方向的空间分辨率一致的点，或所述视图方向插补重构图像中的所述角度方向的空间分辨率与所述通道方向的空间分辨率一致的点为边界，将所述结合图像分割为所述第一区域和所述第二区域。
12.根据权利要求11所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述重构部在所述边界的近旁设置包含所述第一区域的一部分和所述第二区域的一部分的连接区域，并在该连接区域中使所述视图方向插补重构图像和所述通道方向插补重构图像的贡献率连续地变化。
13.根据权利要求7所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述重构部在对插补后的投影数据进行卷积运算来生成所述重构图像时，在离所述重构图像中的所述旋转中心的重构点相对较近的位置，使对所述视图方向插补投影数据进行乘法运算的第一权重系数大于对所述通道方向插补投影数据进行乘法运算的第二权重系数来进行所述卷积运算，在离所述重构图像中的所述旋转中心的重构点相对较远的位置，使所述第二权重系数大于所述第一权重系数来进行所述卷积运算。
14.根据权利要求13所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述重构部根据离所述重构图像中的所述旋转中心的重构点的距离分割为多个区间，与所述旋转中心的重构点相对较近的第一区域将所述第一权重系数设为1，且将所述第二权重系数设为0来进行所述卷积运算，与所述旋转中心的重构点相对较远的第二区域将所述第一权重系数设为0，且将所述第二权重系数设为1来进行所述卷积运算
15.根据权利要求14所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述重构部以使所述X射线的焦点移动地测量出的所述投影数据的所述角度方向的分辨率与所述通道方向的分辨率一致的点为边界，将所述重构图像分割为所述第一区域和所述第二区域。
16.根据权利要求15所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述重构部在所述边界的近旁设置包含所述第一区域的一部分和所述第二区域的一部分的连接区域，并在该连接区域中使所述第一权重系数和所述第二权重系数连续地变化。
17.根据权利要求11所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述重构部使用基于所述X射线的焦点的移动距离而计算出的值来决定所述边界，或使用基于用于测量与离所述旋转中心的距离对应的分辨率的分辨率测量图像而计算出的值来决定所述边界。
18.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述重构部使用过滤函数来生成所述重构图像，所述过滤函数根据离所述旋转移动的旋转中心的位置使进行了所述视图方向插补处理的投影数据与进行了所述通道方向插补处理的投影数据的贡献率连续地变化。
19.根据权利要求18所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述过滤函数是根据离所述旋转移动的旋转中心的距离而变化的三角函数。
20.一种图像重构方法，其中，X射线CT装置具备：X射线产生部，其产生X射线；X射线检测部，其具有检测所述X射线的多个X射线检测元件，并检测透射X射线来输出投影数据；旋转部，其将所述X射线产生部与所述X射线检测部相对配置，并使所述X射线产生部和所述X射线检测部旋转移动；以及焦点移动部，其使所述X射线的焦点交替地移动到所述旋转移动的旋转轨道面内的多个位置，通过将所述多个X射线检测元件排列在沿着所述旋转方向的通道方向上而构成所述X射线检测部，所述图像重构方法使用通过所述X射线CT装置一边交替地使所述X射线的焦点的位置移动一边进行所述旋转移动并进行摄像而得到的投影数据，该图像重构方法的特征在于，包括如下的步骤：
所述投影数据包含伴随所述焦点的移动而产生的数据缺损，使用视图方向插补处理和通道方向插补处理来对所述数据缺损的位置的数据进行插补的步骤，其中，视图方向插补处理是使用所述投影数据的沿着所述旋转移动的角度方向排列的实际数据来进行插补的处理，通道方向插补处理是使用所述投影数据的沿着所述通道方向排列的实际数据来进行插补的处理；以及
生成进行了所述视图方向插补处理的投影数据和进行了所述通道方向插补处理的投影数据的贡献率根据所述重构图像内的像素的位置而不同的所述重构图像的步骤。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN110211091A (zh) * 2019-04-25 2019-09-06 合刃科技（深圳）有限公司 一种高分辨图像重构方法、装置及隐裂无损检测系统

Families Citing this family (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9478050B2 (en) * 2011-01-06 2016-10-25 Koninklijke Philips N.V. Imaging system for imaging an object
US9552659B2 (en) * 2013-01-28 2017-01-24 Hitachi, Ltd. X-ray CT device, and image reconfiguration method
JP6348108B2 (ja) * 2013-03-27 2018-06-27 株式会社日立製作所 画像処理装置、放射線撮影装置および画像処理方法
US20190180481A1 (en) * 2017-12-13 2019-06-13 General Electric Company Tomographic reconstruction with weights
CN108876783B (zh) * 2018-06-27 2021-02-05 上海联影医疗科技股份有限公司 图像融合方法及系统、医疗设备和图像融合终端
EP3764325B1 (en) * 2019-07-12 2024-05-15 Canon Medical Systems Corporation System and program for avoiding focal spot blurring
CN112932514B (zh) * 2021-01-29 2022-04-22 明峰医疗系统股份有限公司 插值计算方法、系统、成像方法和计算机可读存储介质
EP4057229A1 (de) * 2021-03-12 2022-09-14 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Verarbeitungsvorrichtung zum erhalten einer lückenfüller-sinogramminformation, computertomograph, verfahren und computerprogramm
CN113269846B (zh) * 2021-05-24 2023-03-14 深圳安科高技术股份有限公司 一种ct全扫描图像重建方法、装置和终端设备

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1680808A (zh) * 2004-04-08 2005-10-12 西门子公司 产生计算机断层造影照片的方法及计算机断层造影设备
US20090110257A1 (en) * 2007-10-29 2009-04-30 Kabushiki Kaisha Toshiba Interpolation interlacing based data upsampling algorithm for cone-beam x-ray ct flying focal spot projection data
US20090168952A1 (en) * 2006-06-22 2009-07-02 Tohoku University X-ray ct system, image reconstruction method for the same, and image reconstruction program
US20100034344A1 (en) * 2008-08-05 2010-02-11 Hein Ilmar A X-ray computed tomography apparatus
CN102727230A (zh) * 2011-04-02 2012-10-17 沈阳东软医疗系统有限公司 Ct扫描图像重建方法及装置
CN102770076A (zh) * 2010-02-26 2012-11-07 株式会社日立医疗器械 X射线摄像装置

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5673300A (en) * 1996-06-11 1997-09-30 Wisconsin Alumni Research Foundation Method of registering a radiation treatment plan to a patient
US6169779B1 (en) * 1998-10-20 2001-01-02 Analogic Corporation Data acquisition sequence for computed tomography scanners
DE102005031893A1 (de) * 2005-07-07 2007-01-18 Siemens Ag Verfahren zur Fokusjustage in einem CT
US20120128122A1 (en) 2009-08-13 2012-05-24 Koninklijke Philips Electronics N.V. X-ray tube with independent x- and z- dynamic focal spot deflection
US20110176723A1 (en) * 2010-01-15 2011-07-21 Board Of Regents University Of Oklahoma Motion Correction in Cone-Beam CT by Tracking Internal and External Markers Using Cone-Beam Projection From a kV On-Board Imager: Four-Dimensional Cone-Beam CT and Tumor Tracking Implications
WO2012112153A1 (en) * 2011-02-17 2012-08-23 Analogic Corporation Detector array having effective size larger than actual size
JP5696963B2 (ja) * 2012-06-21 2015-04-08 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 画像生成方法、画像生成装置および放射線断層撮影装置並びにプログラム
US9552659B2 (en) * 2013-01-28 2017-01-24 Hitachi, Ltd. X-ray CT device, and image reconfiguration method
US9895124B2 (en) * 2013-07-26 2018-02-20 Hitachi, Ltd. X-ray CT apparatus and image reconstruction method

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1680808A (zh) * 2004-04-08 2005-10-12 西门子公司 产生计算机断层造影照片的方法及计算机断层造影设备
US20090168952A1 (en) * 2006-06-22 2009-07-02 Tohoku University X-ray ct system, image reconstruction method for the same, and image reconstruction program
US20090110257A1 (en) * 2007-10-29 2009-04-30 Kabushiki Kaisha Toshiba Interpolation interlacing based data upsampling algorithm for cone-beam x-ray ct flying focal spot projection data
US20100034344A1 (en) * 2008-08-05 2010-02-11 Hein Ilmar A X-ray computed tomography apparatus
CN102770076A (zh) * 2010-02-26 2012-11-07 株式会社日立医疗器械 X射线摄像装置
CN102727230A (zh) * 2011-04-02 2012-10-17 沈阳东软医疗系统有限公司 Ct扫描图像重建方法及装置

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN110211091A (zh) * 2019-04-25 2019-09-06 合刃科技（深圳）有限公司 一种高分辨图像重构方法、装置及隐裂无损检测系统

Also Published As

Publication number Publication date
US9552659B2 (en) 2017-01-24
US20150325012A1 (en) 2015-11-12
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