CN1518954A - X射线ct扫描仪和图像处理器 - Google Patents
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Abstract
本申请公开了一种X射线CT扫描仪和图像处理器。X射线CT(计算机层析成像)扫描仪包括：用于收集关于患者的投影数据的台架；用于以给定点阵大小从所述投影数据重建多切片图像数据或者体图像数据的重建部分；用于存储所述重建的图像数据的存储部分；用于输入用户关于放大或者缩小图像的指令的输入部分；以及图像处理部分，用于将所述存储的图像数据的点阵尺寸转换为与所述用户指令相应的点阵尺寸，并将所述存储图像数据的图像切片厚度改变为与所述用户指令相应的图像切片厚度。
Description
相关申请的引用
本申请基于申请日为2002年12月4日的在先日本专利申请No.2002-352446并要求其优先权。该申请的全部内容在此引为参考。
技术领域
本发明涉及X射线计算机层析成像(CT，computedtomography)扫描仪和根据从多个方向从被检查的患者采集的投影数据重建图像数据的图像处理器。
背景技术
近年来，显示器的趋势是具有更高的分辨率，更小的尺寸，和更小的厚度。其价格也在降低。这些趋势促进了医学成像诊断领域的无胶片技术的采用。无胶片能力的优点不仅仅限于诸如胶片成本和存储空间成本这样的直接效果。在医学成像诊断领域，无胶片技术提供的优点是诊断精度得到提高。
例如，X射线计算机层析成像(CT)扫描仪存储通过多切片(multislice)扫描或者螺旋扫描采集的投影数据。当进行诊断读图时，CT扫描仪根据操作人员指定的重建条件比如切片位置、分辨率和图像切片厚度等从投影数据重建层析图像，并显示图像。在诊断读图期间，操作员可以观察任何需要的层析图像，同时随意改变切片位置、分辨率和图像切片厚度。在这方面，可以预期的是X射线CT扫描仪提供与基于胶片的读图相比更高的诊断精度，在基于胶片的读图中，由于使用的是印出的图像，切片位置、分辨率和图像切片厚度都是固定的。
但是，这种无胶片技术仍有问题需要解决。实际的诊断读图期间通常是首先重建一个覆盖宽广的区域、图像切片厚度很大、分辨率低(例如约为512×512像素)的图像。然后显示该图像。在该宽区域图像上判断是否有病变。如果发现有疑似病变的部分，则减小图像切片厚度。或者，增强分辨率，例如减小显示视场(FOV)。重建512×512像素的精确图像。这部分图像和其周围部分在整个监视器屏幕上显示，同时保持高分辨率。结果，可以更精确地识别病变。另外，随医生而定，可能需要详细检查病变的组织结构。在这种情况下，可以通过，例如，进一步减小图像切片厚度，将分辨率设置到更小的显示FOV，从而重建更为精确的图像，然后可以显示图像。
这样，可以逐步提高分辨率、降低图像切片厚度，同时缩小病变区范围。无论何时改变分辨率和图像切片厚度，都要重复重建处理。重建处理是最费时的处理之一。因此，诊断读图工作的效率降低。尤其是，这种技术不适合许多患者的筛选检查。
发明内容
本发明的一个目的是提供一种提高诊断读图工作的效率的X射线计算机层析成像仪(X射线CT扫描仪)和图像处理器。
根据本发明的第一方面，X射线CT扫描仪具有用于收集关于患者的投影数据的台架，用于以给定点阵大小从投影数据重建多切片图像数据或者体图像(volumetric image)数据的重建部分，用于存储重建的图像数据的存储部分，用于输入用户关于放大或者缩小图像的指令的输入部分，以及图像处理部分，用于将存储的图像数据的点阵尺寸转换为与用户的指令相应的点阵尺寸，并将存储的图像数据的图像切片厚度改变为与用户指令相应的图像切片厚度。
根据本发明第二方面的图像处理器具有：用于存储患者的多切片图像数据或者体图像数据的存储部分，用于输入用户关于放大或者缩小图像的指令的输入部分，以及图像处理部分，用于将存储的图像数据的点阵尺寸转换为与用户的指令相应的点阵尺寸，并将存储的图像数据的图像切片厚度改变为与用户指令相应的图像切片厚度。
本发明的其它目的和优点将在下面的说明中描述，其中的一部分基于本说明书是显而易见的，或者可以通过实施本发明而知晓。本发明的目的和优点可以通过下面具体指出的手段和组合实现和获得。
附图说明
附图构成说明书的一部分，用于说明本发明在目前的优选实施例，并与上文的总体说明和下文对优选实施例的详细说明一道，用于说明本发明的原理。
图1是本发明第一实施例的CT扫描仪的结构图。
图2是曲线图，其中绘出了堆叠的切片数量和高频成分增强程度相对于由图1所示的图像处理控制电路控制的图像显示放大倍数的关系曲线。
图3是流程图，图示了根据本发明的实施例从扫描到诊断读图结束的操作序列。
图4与图像示例一起简要图示了图3所示的诊断读图的处理流程。
具体实施方式
下面参照附图描述根据本发明的X射线CT扫描仪和图像处理器的实施例。X射线CT扫描仪有各种类型，包括旋转/旋转型和静止/旋转型，在旋转/旋转型中，X射线管和辐射检测器一起绕患者旋转，在静止/旋转型中，环形布置许多检测元件的阵列，只有X射线管绕患者旋转。本发明可应用于任何一种类型。在下面的说明中，假设X射线CT扫描仪是当前流行的旋转/旋转型。另外，为了重建一个切片的层析图像数据，需要绕患者完全旋转一周，即约360度的投影数据。另外，在半扫描方法中，需要180+度视角的旋转得到的投影数据。本发明可应用于任何一种重建方法。在下面的说明中，采用与前一种情形相同的例子，即从约360度的投影数据重建层析图像数据。将入射的X射线转换为电荷的一种流行的机制是间接转换型，其中，用荧光材料比如闪烁剂将X射线转换为光，然后将光用光电器件比如光电二极管转换为电荷。另一种是直接转换型：利用光电导现象，即：响应X射线在半导体中产生电子-空穴对，电子-空穴对运动到电极。X射线检测器件可以采用上述任何一种类型。在本说明书中，采用前一种间接转换类型。近年来，所谓的多管型X射线CT扫描仪已经商品化到了相当大的程度。在这种扫描仪中，X射线管和X射线检测器的对安装在一个旋转环上。其外围技术也已发展到了相当的程度。本发明既可应用于以前的单管X射线CT扫描仪，也可应用于多管X射线CT扫描仪。在本说明书中，扫描仪是单管型。
层析图像是具有某个厚度的组织的断面的显示。该组织断面厚度称为切片厚度，X射线从显像管的焦点径向传播，穿过患者，到达X射线检测器。因此，X射线的厚度随着远离X射线管的焦点而增大。通常，X射线在中心旋转轴线处的厚度定义为切片厚度。在本说明书中，按照通常的用法，将X射线在中心旋转轴线处的厚度称为切片厚度。这种通常做法也适用于从切片方向观察的检测器件的宽度。也就是，检测器件被表示为具有对应于某个切片厚度的感测宽度，感测宽度实践中大于切片厚度。更具体地，在实践中，需要根据X射线焦点和检测器件之间的距离与X射线焦点和中心旋转轴线之间的距离的比值，将感测宽度设计为大于切片厚度。
图1的方框图图示了根据本实施例的计算机层析成像设备(CT扫描仪)的配置。该扫描仪具有装有一个环形旋转框架2的台架6。该旋转框架2被旋转支承到一个病床-台架机构部分3上，该机构有产生动力以旋转所述旋转框架的马达。从机构控制部分4向该马达供电从而产生动力。在旋转框架2上安装有X射线管13和X射线检测器16，检测器16有一个检测元件的阵列。X射线检测器16隔着病床1上的患者30与X射线管3相对。高压发生器12在X射线管13的阴极和旋转阳极之间施加高压，并向射线管13的阴极丝提供加热电流。从阴极丝发出的热电子被高压加速，撞击到旋转阳极靶上，从而产生X射线。为了允许连续旋转，X射线管通过一个滑环15与高压发生器12相连。机构控制部分4和高压发生器12向病床-台架机构部分3的马达提供电能，以在系统控制部分5的控制下进行扫描，进行多个方向的数据收集。机构控制部分4和高压发生器12还向X射线管13施加射线管电压、提供阴极丝加热电流。
数据采集系统(DAS)18通过转换器17与X射线检测器16相连。该采集系统18有多个积分器通道(channels of integrators)，用于对从X射线检测器16输出的输出电流或者电压信号积分，该采集系统还包括放大来自积分器的输出信号的前置放大器，以及将前置放大器的输出信号转换为数字信号的模数转换器。
数据采集系统18通过利用光或者磁的非接触数据传输电路19与图像生成部分7相连。来自数据采集系统18的输出数据通常称为原始数据。通常，原始数据要经过各种预处理，比如实现通道间的灵敏度均一性的校正。预处理后的原始数据通常称为投影数据。图像生成部分7有一个投影数据存储电路20，其预处理从数据采集系统18通过数据传输电路19传输的原始数据，并将预处理后的数据存储为投影数据。重建计算电路21基于存储的投影数据重建层析图像数据。层析图像数据被重建为多切片数据或者体数据。层析图像数据的重建按照X射线检测器16中的通道数、通道间距(channelpitch)、数据采集的采样频率、重建计算电路21的重建功能以及其它因素所确定的最大分辨率(最大点阵尺寸)进行。层析图像数据的重建按照螺距(helical pitch)、数据内插方法(data interpolationmethod)、重建方法以及其它因素所确定的最小图像切片厚度或者最小体元(体素，三维像素，voxel)尺寸进行。图像存储电路22存储重建计算电路21所重建的层析图像数据。
图像处理部分8连接到图像生成部分7，具有图像处理控制电路23、图像放/缩电路24、堆叠处理电路25和高频增强电路26。用于输入用户关于图像放大或者缩小的指令的输入部分10与图像处理控制电路23相连。图像放大倍数作为用户指令输入。可以从各种方法中选择适用的方法作为输入方法。例如，可以输入图像放大倍数的数字值。也可以选择性地点击显示在观察屏幕上的对应于多个图像放大倍数的多个按钮，从而输入图像放大倍数。在输入部分10采用有滚轮的鼠标的情况下，输入的是与滚轮的旋转角对应的图像放大倍数。
图像放/缩电路24将存储在图像存储电路22中的层析图像数据的点阵尺寸在图像处理控制电路23的控制下转换为对应于输入部分10输入的图像放大倍数的点阵尺寸。例如，如图2所示，从0.5到1.0(一倍放大)的范围中选择一个图像放大倍数并输入。作为例子，假设用1024×1024像素的点阵尺寸重建层析图像数据，并存储在存储器中。当输入0.5的放大倍数时，层析图像数据被转换为512×512像素的点阵尺寸。当输入1.0的放大倍数时，层析图像数据保持在1024×1024像素的点阵尺寸。点阵尺寸的转换可以用通常的图像放大处理进行，比如像素疏伐(thinning out pixels)方法或者对多像素的和取平均的方法。
在下面的说明中，假设1024×1024像素的点阵尺寸为X射线检测器16中的通道数、通道间距(channel pitch)、数据采集的采样频率、重建计算电路21的重建功能以及其它因素所总体确定的最大点阵尺寸(最高分辨率)。
堆叠处理(stack processing)电路25在图像处理控制电路23的控制下对多个帧将已由图像放/缩电路24转换了点阵尺寸的多个层析图像数据组堆叠起来。层析图像数据组的数量对应于堆叠的切片的数量，该数量又对应于通过输入部分10输入的图像放大倍数。结果，存储的图像数据的图像切片厚度被转换为对应于所输入的图像放大倍数的图像切片厚度。
在图像数据被重建为体数据并存储在存储器中的情况下，堆叠处理电路25利用多平面重建(MPR，multiplanar reconstruction)而不是堆叠处理将初始图像切片厚度(体元厚度)转换为对应于输入的图像放大倍数的图像切片厚度。在下面的说明中，假设用堆叠处理来修改图像切片厚度。
堆叠的切片数量由图像处理控制电路23根据输入部分10作为用户指令输入的图像放大倍数确定。例如，如图2所示，随着输入的图像放大倍数减小，切片数量步进式增加，或者反之。在输入0.5的图像放大倍数时，切片数量设置为5。切片位置附近的约5个连续切片的层析图像数据组被堆叠起来(图像被堆叠起来)。在这种情况下，例如，如果重建计算电路21用2mm的图像切片厚度重建层析图像数据，则用“5”的切片数堆叠起来的层析图像数据基本上对应于10mm的图像切片厚度。当输入1.0的放大倍数时，切片数被设置为最小值1，不进行堆叠。在重建时，层析图像数据的图像切片厚度保持在2mm。
高频增强电路26基本上构建为非递归数字滤波器或者递归数字滤波器。在图像处理控制电路23的控制下，该高频增强电路26将堆叠处理电路建立的层析图像数据的空间频率中的高频成分增强，增强程度对应于输入部分10输入的放大倍数。高频增强电路26执行的增强程度可通过切换由图像处理控制电路23应用于高频增强电路(数字滤波器)26中的多个乘法器的系数组而加以改变。图像处理控制电路23预先存储有多个系数组，并将系数组根据输入部分10输入的放大倍数选择性地提供给高频增强电路26。实践中，将系数组与放大倍数相关起来，从而，随着输入的放大倍数的减小，高频成分的增强程度更高，或者反之。例如，如图2所示，当输入“1.0”的放大倍数时，选择的系数组的特征使得高频成分难以增强。当输入“0.5”的放大倍数时，在多个系数组中选择的系数组表现出最大程度的高频增强。
显示部分9连接到图像处理部分8。借助于显示存储电路27和显示电路28，图像处理部分8建立的层析图像在监视器29上显示为灰度级图像。
图3图示了根据本发明的本实施例从X射线CT扫描仪进行扫描到诊断读图结束的流程(操作序列)。预先设置各种条件(即定位、扫描范围、扫描切片厚度和螺距)。在完成设置后，实践中进行螺旋扫描或者多切片扫描，在患者的扫描范围内从多个方向收集原始数据(步骤S1)。原始数据从X射线检测器通过转换器17、数据采集系统18和数据传输电路19被发送到投影数据存储电路20，并存储在那里(步骤S2)。基于存储的投影数据，用最小图像切片厚度(在本实施例中假设为2mm)和最大点阵尺寸(在本实施例中假设由1024×1024像素构成)在重建计算电路21中重建以指定的切片位置为中心的多个切片的层析图像数据。数据存储在图像存储电路22中(步骤S3)。
然后，在系统控制部分5的控制下，询问是否以高分辨率显示整个图像的消息显示在监视器29上，同时还显示“是”和“否”的命令按钮(步骤S4)。当在步骤S4中点击了“是”命令按钮时，由重建计算电路21在步骤S3进行重建。在放大倍数为1.0的条件下，所有存储在图像存储电路22中的图像数据被送往显示存储电路27，也就是，保持1024×1024像素的高分辨率。也就是，图像放/缩电路24既没有进行放大，也没有进行缩小。另外，切片图像也没有堆叠。也就是说，堆叠处理电路25将切片数量设置为1，从而保持了各单独的图像。另外，高频增强电路26没有增强高频成分。然后，通过显示电路28，以高分辨率在监视器29上显示图像(步骤S9)。
当在步骤S4点击“否”命令按钮时，在放大倍数采用0.5的最小值的条件下，图像放/缩电路24将存储在图像存储电路22中的图像数据转换为512×512像素的点阵尺寸。由堆叠处理电路25将最大切片数为“5”的五个在切片位置附近的图像的数据加起来(图4A)。另外，数据由高频增强电路26进行最高程度的高频增强(图4B)。图像以低分辨率显示在监视器29上(步骤S5)。在放大倍数采用最小值0.5的条件下，患者的宽范围的图像显示在监视器29的观察屏幕(例如512×512像素)上。该图像例如具有10mm的大切片厚度。另外，高频分量被增强到最大的程度。因此，容易检查是否有病变，也容易确认位置。
然后，在系统控制部分5的控制下，在监视器29上连同“是”和“否”命令按钮一起显示一条消息，询问是否有病变(步骤S6)。如果点击了“否”命令按钮，则结束诊断读图检查。另一方面，如果点击了“是”命令按钮，则在监视器29上连同“是”和“否”命令按钮一起显示一条消息，询问是否以高分辨率显示整个图像。如果点击了“是”命令按钮，则程序转到步骤S9，以高分辨率在监视器29上显示所有图像。
如果在步骤S7点击了“否”命令按钮，则程序前进到步骤S8。在步骤S8，诊断读图者(操作人员)在鼠标台上前后左右移动鼠标10，将指针移到病变部位。读图者然后在将指针保持在该位置的同时转动鼠标10的滚轮，从而输入与旋转次数或者旋转角对应的放大倍数。例如，无论何时鼠标10的滚轮旋转5度，放大倍数就在从初始值0.5到最大值1.0的范围内按0.05的增量递增。
例如，当输入0.75的放大倍数时，存储在图像存储电路22中的层析图像数据的点阵尺寸被转换为768×768像素的点阵尺寸。切片位置附近的三个切片被堆叠起来，数据进行了中等程度的高频增强。监视器29上指针位置附近的图像被显示。在放大倍数是0.75的中等值的条件下，患者的病变部位在监视器29的观察屏幕上显示得稍有放大。该图像通常的图像切片厚度为6mm，例如。其高频成分稍有增强。因此，可以进一步细致地识别病变位置。
当操纵鼠标10的滚轮而输入1.0的最大放大倍数时，存储在图像存储电路22中、在监视器29上指针位置周围的层析图像数据以高分辨率显示，同时保持在高分辨率状态(1024×1024像素)，既没有进行堆叠处理，也没有进行高频增强(见图4C)。在放大倍数取1.0的最大值的条件下，患者的病变部位被放大显示在监视器29的观察屏幕上。另外，对于该图像，图像切片厚度具有2mm的最小值，例如。另外，高频成分没有增强或者只有稍微增强。因此，可以更为细致地检查病变部位的组织结构。
按照到目前为止的描述，用最大点阵尺寸重建层析图像数据，并存储在存储器中。当修改显示放大倍数时，修改点阵尺寸以应付先前用最大点阵尺寸重建的层析图像数据。图像切片厚度也进行类似的修改。修改点阵尺寸和图像切片厚度的处理在步骤数量方面比重建层析图像数据的处理少得多，因此处理时间大大缩短。因此，与现有技术中一修改显示放大倍数就要重复层析图像数据的重建的情形相比，可以缩短诊断读图者的等待时间。因此，诊断读图工作的效率得到提高。
另外，可以为了诊断读图的目的优化图像，通过根据放大倍数自动改变高频成分的增强程度，并自动改变堆叠切片的数量也就是切片厚度，诊断读图可根据放大倍数而变(比如识别病变位置，或者对组织结构进行详细诊断)。因此，免除了设置高频成分增强程度的操作，以及设置切片数量(切片厚度)的操作。从而缓解了诊断读图者的工作负担。
对于本领域的普通技术人员来说，其它的优点和修改是明显的。因此，本发明不限于在此图示和描述的具体细节和代表性实施例。在不脱离所附权利要求及其等同方案限定的发明构思的精神和范围的情况下，可以作出各种修改。
Claims (20)
1.一种X射线CT扫描仪，包括：
用于收集关于患者的投影数据的台架；
用于以给定点阵大小从所述投影数据重建多切片图像数据或者体图像数据的重建部分；
用于存储所述重建的图像数据的存储部分；
用于输入用户关于放大或者缩小图像的指令的输入部分；以及
图像处理部分，用于将所述存储的图像数据的点阵尺寸转换为与所述用户指令相应的点阵尺寸，并将所述存储的图像数据的图像切片厚度改变为与所述用户指令相应的图像切片厚度。
2.如权利要求1所述的X射线CT扫描仪，其特征在于对应于所述用户指令的点阵尺寸等于或小于所述存储的图像数据的点阵尺寸。
3.如权利要求1所述的X射线CT扫描仪，其特征在于对应于所述用户指令的图像切片厚度等于或大于所述存储的图像数据的图像切片厚度。
4.如权利要求1所述的X射线CT扫描仪，其特征在于，所述图像处理部分根据所述用户指令增强所述存储的图像数据的高频成分。
5.如权利要求4所述的X射线CT扫描仪，其特征在于，当输入对应于较大图像放大倍数的用户指令时，所述图像处理部分较弱地增强所述高频成分，当输入对应于较小图像放大倍数的用户指令时，所述图像处理部分较强地增强所述高频成分。
6.如权利要求1所述的X射线CT扫描仪，其特征在于，当输入对应于较大图像放大倍数的用户指令时，所述图像处理部分将所述图像切片厚度设置为较小值，当输入对应于较小图像放大倍数的用户指令时，所述图像处理部分将所述图像切片厚度设置为较大值。
7.如权利要求1所述的X射线CT扫描仪，其特征在于，当输入对应于较大图像放大倍数的用户指令时，所述图像处理部分将所述图像数据中的切片数量设置为较小值，当输入对应于较小图像放大倍数的用户指令时，所述图像处理部分将所述切片数量设置为较大值。
8.如权利要求7所述的X射线CT扫描仪，其特征在于，当输入对应于图像放大倍数为1的用户指令时，所述图像处理部分将所述切片数量设置为1。
9.如权利要求1所述的X射线CT扫描仪，其特征在于，当输入对应于图像放大倍数为1的用户指令时，所述图像处理部分保持所述存储的图像数据的点阵尺寸。
10.如权利要求1所述的X射线CT扫描仪，其特征在于，作为用户指令，输入指示图像放大倍数的数字值，或者选择性地点击对应于多个图像放大倍数的多个按钮。
11.一种图像处理器，包括：
用于存储患者的多切片图像数据或者体图像数据的存储部分；
用于输入用户关于放大或者缩小图像的指令的输入部分；以及
图像处理部分，用于将所述存储的图像数据的点阵尺寸转换为与所述用户指令相应的点阵尺寸，并将所述存储的图像数据的图像切片厚度改变为与所述用户指令相应的图像切片厚度。
12.如权利要求1 1所述的图像处理器，其特征在于对应于所述用户指令的点阵尺寸等于或小于所述存储的图像数据的点阵尺寸。
13.如权利要求11所述的图像处理器，其特征在于对应于所述用户指令的图像切片厚度等于或大于所述存储的图像数据的图像切片厚度。
14.如权利要求11所述的图像处理器，其特征在于，所述图像处理部分根据所述用户指令增强所述存储的图像数据的高频成分。
15.如权利要求14所述的图像处理器，其特征在于，当输入对应于较大图像放大倍数的用户指令时，所述图像处理部分较弱地增强所述高频成分，当输入对应于较小图像放大倍数的用户指令时，所述图像处理部分较强地增强所述高频成分。
16.如权利要求11所述的图像处理器，其特征在于，当输入对应于较大图像放大倍数的用户指令时，所述图像处理部分将所述图像切片厚度设置为较小值，当输入对应于较小图像放大倍数的用户指令时，所述图像处理部分将所述图像切片厚度设置为较大值。
17.如权利要求11所述的图像处理器，其特征在于，当输入对应于较大图像放大倍数的用户指令时，所述图像处理部分将所述图像数据中的切片数量设置为较小值，当输入对应于较小图像放大倍数的用户指令时，所述图像处理部分将所述切片数量设置为较大值。
18.如权利要求17所述的图像处理器，其特征在于，当输入对应于图像放大倍数为1的用户指令时，所述图像处理部分将所述切片数量设置为1。
19.如权利要求11所述的图像处理器，其特征在于，当输入对应于图像放大倍数为1的用户指令时，所述图像处理部分保持所述存储的图像数据的点阵尺寸。
20.如权利要求11所述的图像处理器，其特征在于，作为用户指令，输入指示图像放大倍数的数字值，或者选择性地点击对应于多个图像放大倍数的多个按钮。
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