CN1927120A

CN1927120A - X射线ct设备

Info

Publication number: CN1927120A
Application number: CNA2006101216507A
Authority: CN
Inventors: 西出明彦; 堀内哲也; 今井靖浩
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2005-08-25
Filing date: 2006-08-25
Publication date: 2007-03-14
Also published as: US20070053480A1; JP2007054372A; KR20070024430A

Abstract

本发明提供一种能够通过显示待由X射线CT设备(100)扫描的每个感兴趣区域的X射线剂量信息向操作者呈现曝光量信息的X射线CT设备(100)，从而有助于曝光量的减少和最佳化。显示待由X射线CT设备的常规扫描(轴向扫描)、电影扫描、螺旋扫描或可变螺距螺旋扫描所扫描的每个区域的X射线剂量信息，从而操作者能够在对象图像的采集之前识别X射线剂量信息。通过采用在至少三个或更多种模型测量值上的一阶或较高阶的内插值或外插值获得的剂量预测值，而非简单的预测值，如通过像目前CTDI显示中所采用两种模型的测量值获得的零阶内插值或零阶外插值，可以以更高准确度预测和显示X射线剂量信息。

Description

X射线CT设备

技术领域

本发明涉及一种采用用于医学或工业用途的X射线CT设备进行X射线CT(计算机断层摄影)图像采集的方法，以及涉及一种X射线CT设备。更具体地，本发明涉及一种将常规扫描(又称为轴向扫描)、电影扫描(cinescan)、螺旋扫描或可变螺距螺旋扫描中每个感兴趣区域的X射线剂量信息显示给操作者的显示方法，从而有助于减少曝光量和使其最佳化。

背景技术

按照常规，在采用多行X射线检测器的X射线CT设备或采用以平板为代表的矩阵结构二维X射线区域检测器的X射线CT设备中，在通过螺旋扫描采集从颈部到肝脏或从肺区到肝脏的图像的情形下，如图12所示，当由图像采集参数设定装置设定图像采集参数时，在采集从颈部到肝脏或从肺区到肝脏的图像时显示X射线剂量信息，如CTDI(计算机断层摄影剂量指数)值和DLP(剂量长度乘积)值。CTDI值表示一次扫描的X射线剂量，而DLP表示一次测试的X射线剂量(例如，参见日本专利公开No.2005-74000(第7至9页和附图3至9))。

在由常规扫描(轴向扫描)或电影扫描采集头部图像时，如图13所示，如果通过在z方向上的多个位置进行多次常规扫描(轴向扫描)或电影扫描来采集图像，则在z方向上的多个位置处显示单个常规扫描(轴向扫描)或电影扫描或者全部常规扫描(轴向扫描)或电影扫描的X射线剂量信息，如CTDI值或DLP值等。

因此，同样在螺旋扫描中，只有z方向上的图像采集范围中受到常规扫描(轴向扫描)或电影扫描的部分的X射线剂量信息，例如与对应于器官部分的感兴趣区域相对应的部分在z方向上的图像采集范围中的X射线剂量信息不能在显示屏上直接获知。

从直接显示只有感兴趣区域的X射线剂量信息观点上看，常规方法存在问题。

CTDI值是由两个丙烯酸圆柱体模型的中心部分和外周部分中的X射线剂量值进行加权获得的并在图像采集的每个视场中确定，如图16所示。按照下列公式计算丙烯酸16-cm圆柱体中由中心部分中的X射线剂量值D_CTDI16C和外周部分中的X射线剂量值D_CTDI16P进行加权获得的值D_CTDI16。

D_{CTDI 16} = \frac{1}{3} D_{CTDI 16 C} + \frac{2}{3} D_{CTDI 16 P}

…方程1

按照下列方程计算图15所示的丙烯酸32-cm圆柱体中由中心部分中的X射线剂量值D_CTDI32C和外周部分中的X射线剂量值D_CTDI32P进行加权获得的值D_CTDI32。

D_{CTDI 32} = \frac{1}{3} D_{CTDI 32 C} + \frac{2}{3} D_{CTDI 32 P}

…方程2

D_CTDI16C是图14中模型中心部分A的X射线剂量值。

D_CTDI16P是图14中模型的八个外围位置B到I中的X射线剂量值的平均值。

类似地，D_CTDI32C是图15中模型中心部分A的X射线剂量值。

D_CTDI32P是图15中模型的八个外围位置B到I中的X射线剂量值的平均值。

在图16中，仅基于图像采集的视场尺寸和视场直径确定CTDI值，其由图像采集参数设定装置设定。在这种情况下，存在以下问题。

1、对象的尺寸不施加任何影响

2、图像采集视场中的CTDI值由两个丙烯酸圆柱体的CTDI值上的0阶内插和0阶外插确定。

由于DLP(剂量长度乘积)值是CTDI值在z方向上的积分值，也存在与上述类似的问题。

如上所述，CTDI值和DLP值不受对象尺寸的影响且不与图像采集视场成正比，从而操作者不能正确掌握对象的X射线剂量曝光值。从而，当操作者增加X射线剂量以使对象的断层摄影图像的图像质量不会恶化时，操作者可能不知道他/她所设定的图像采集参数，由这些参数，对象曝光于额外剂量的X射线。因此，如果未正确显示X射线剂量信息，如CTDI值和DLP值，就会存在对像的曝光量过大的可能性，且从X射线曝光观点看，这是一个问题。

另一方面，在采用多行X射线检测器的X射线CT设备或采用以平板为代表的矩阵结构二维X射线区域检测器的X射线CT设备中，所捕获的断层摄影图像在z方向上的厚度是渐减的，且在作为断层摄影图像平面的XY平面内的像素尺寸是渐减的。当操作者试图拥有较高图像质量的薄断层摄影图像时，施加到对象上的X射线剂量趋于过大的可能性很高。从而，只有基于更精确的对象尺寸的X射线剂量信息或者考虑对由对象区域中X射线所导致损伤的灵敏度中的变化，只有一系列螺旋扫描、常规扫描(轴向扫描)或电影扫描的图像采集的X射线剂量信息作为未来的X射线剂量信息是太粗略了。

发明内容

因此，本发明的第一个目的是提供一种X射线CT设备，该设备能够在采用X射线检测器，如多行X射线检测器或以平板为代表的矩阵结构二维X射线区域检测器执行特别是X射线CT设备的常规扫描(轴向扫描)、电影扫描、螺旋扫描或可变螺距螺旋扫描的图像采集参数设定处理的同时，为对象中的每个感兴趣区域等以更细单元提供X射线剂量信息。

本发明的进一步目的是提供一种X射线CT设备，该设备能够在采用X射线检测器，如多行X射线检测器或以平板为代表的矩阵结构二维X射线区域检测器执行特别是X射线CT设备的常规扫描(轴向扫描)、电影扫描、螺旋扫描或可变螺距螺旋扫描的图像采集参数设定过程的同时，提供基于对象尺寸的更精确X射线剂量信息。

本发明可提供基于更精细单元的X射线剂量信息。此外，本发明可通过采用从侦察视图等获得的对象剖面面积提供基于对象尺寸的更精确X射线剂量信息。本发明通过提供这样一种X射线CT设备解决了该问题，该设备其特征在于它可以基于在侦察视图上确定的对象感兴趣区域的更精细单元提供更精确的X射线剂量信息。

根据第一方面，本发明提供了一种X射线CT设备，其包括：用于采集穿过位于彼此相对的X射线发生器和X射线检测器之间的对象的X射线投影数据的装置；用于从通过所述采集投影数据的装置采集的投影数据重建图像的装置；用于显示由所述重建图像的装置获得的断层摄影图像的装置；用于为断层摄影图像的采集设定各种图像采集参数的设定装置；和用于当执行图像采集参数设定处理时显示由一次扫描提供的图像采集区域的部分区域的X射线剂量信息的装置。

根据该第一方面的X射线CT设备，可提供对象的更精细单元中的X射线剂量信息。例如，可提供z方向上图像采集区域的X射线剂量信息作为一系列螺旋扫描、可变螺距螺旋扫描、常规扫描(轴向扫描)或电影扫描中z方向图像采集范围的一部分。

根据第二方面，根据第一方面的X射线CT设备其特征在于，所述X射线检测器是矩阵结构二维X射线区域检测器、平板X射线检测器和多个X射线检测器中的任何一种。

根据第二方面的X射线CT设备采用一种选自矩阵结构二维X射线区域检测器的X射线检测器，可提供对象的更精细单元中的X射线剂量信息。例如，可提供z方向上图像采集区域的X射线剂量信息作为螺旋扫描、可变螺距螺旋扫描、常规扫描(轴向扫描)或电影扫描中一系列z方向图像采集范围的一部分。

在本发明的第三方面，根据第一或第二方面的X射线CT设备其特征在于，所述用于显示X射线剂量信息的装置包括用于当执行常规扫描或轴向扫描的图像采集参数设定处理时，显示由作为对象身体轴线方向的z方向上的一次扫描提供的图像采集区域的部分区域的X射线剂量信息的装置。

根据第三方面，X射线CT设备可提供断层摄影图像单元中的X射线剂量信息，作为由单个常规扫描(轴向扫描)采集的多个断层摄影图像的一部分，也就是，一系列z方向图像采集范围的一部分的X射线剂量信息，从而可提供对象更精细单元的X射线剂量信息。

根据第四方面，本发明提供一种根据第一或第二方面的X射线CT设备，其特征在于所述用于显示X射线剂量信息的装置包括用于当执行螺旋扫描或可变螺距螺旋扫描的图像采集参数设定处理时，显示由作为对象身体轴线方向的z方向上的一次扫描提供的图像采集区域的部分区域的X射线剂量信息的装置。

根据第四方面，X射线CT设备可提供断层摄影图像单元中的X射线剂量信息，作为由单个螺旋扫描获得的多个断层摄影图像的一部分，也就是，在一系列z方向图像采集范围的一部分中。从而，可提供对象更精细单元的X射线剂量信息。

根据本发明的第五方面，根据第一或第二方面的X射线CT设备其特征在于，所述用于显示X射线剂量信息的装置包括用于当执行电影扫描的图像采集参数设定处理时，显示由作为对象身体轴线方向的z方向上或时间方向上的一次扫描提供的图像采集区域的部分区域的X射线剂量信息的装置。

根据第五方面，X射线CT设备可提供断层摄影图像单元中的X射线剂量信息，作为由单个螺旋扫描获得的多个断层摄影图像的一部分，也就是，在一系列z方向图像采集范围的一部分中。从而，可提供对象更精细单元的X射线剂量信息。由于在时间范围内进行单个电影扫描，所以还可提供基于时间范围一部分中的更精细单元的X射线剂量信息。

根据本发明的第六方面，根据第一至第五方面中任一方面的X射线CT设备其特征在于，所述部分区域是设定在对象的侦察视图上。

在根据第六方面的X射线CT设备中，在侦察视图上预先设定部分区域，如感兴趣区域。当由图像采集参数设定装置设定图像采集参数时，向操作者显示并且呈现施加到该感兴趣区域的X射线剂量信息。从而可提供更精细单元中的X射线剂量信息。

在本发明的第七方面中，根据第一至第六方面中任一方面的X射线CT设备其特征在于，所述部分区域是感兴趣区域且通过设定z方向上的一次扫描范围的一部分进行设定，并且当将垂直于z方向的垂直方向设为y方向且将垂直于z方向和y方向的方向设为x方向时，在x方向和y方向中的至少一个方向上指定范围。

在根据第七方面的X射线CT设备中，通过在侦察视图上指定z方向的图像采集范围以及x和y方向上的图像采集范围来设定感兴趣区域，以便获得在对象横截面上对应于感兴趣区域的X射线剂量信息。这样，可提供基于对象尺寸的更精细单元中的X射线剂量信息。

在本发明的第八方面，根据第一至第七方面中任一方面的X射线CT设备其特征在于，其中所述X射线剂量信息包括CTDI值、DLP值和X射线利用率中的至少一个。

在根据第八方面的X射线CT设备中，通常CTDI值和DLP值等是公知的X射线剂量信息。从CTDI值和DLP值等中，操作者可预测施加到对象的X射线剂量，估计由X射线对对象产生的损伤以及评价X射线剂量的合适性。

在本发明的第九方面，根据第一至第八方面中任一方面的X射线CT设备其特征在于，所述X射线剂量信息包括基于从对象的侦察视图获得的对象截面面积或X射线剖面面积的值。

在根据第九方面的X射线CT设备中，由X射线对对象导致的损伤取决于对象的截面面积。从而，通过从对象截面面积或X射线剖面面积获得施加到对象的X射线剂量信息，可获得基于对象尺寸的更精确的X射线剂量信息。

根据本发明的第十方面，根据第九方面的X射线CT设备其特征在于，所述截面面积是从对象的身高、体重、年龄、图像采集部分和性别中的至少一个预测的。

根据本发明第十方面的X射线CT设备可通过利用身高、体重、年龄、图像采集区域和性别在一定程度上统计地预测对象的截面面积。从对象的预测截面面积可预测施加到对象上的X射线剂量信息。

根据第十一方面，根据第九方面的X射线CT设备其特征在于，所述截面面积是从X射线剖面预测得到的。

根据第十一方面的X射线CT设备，对象的X射线剖面面积可从侦察视图获得。这样，施加到对象的X射线剂量信息可从得自侦察视图的X射线剖面图像获得。

根据本发明的X射线CT设备或X射线CT图像重建方法，可以实现这样一种X射线CT设备，它能够提供基于对象尺寸的更精确的X射线剂量信息以及对象中每个感兴趣区域更精细单元内的更精确X射线剂量信息，其在具有多行X射线检测器或以平板X射线检测器为代表的矩阵结构二维区域检测器的X射线CT设备的常规扫描(轴向扫描)、电影扫描、螺旋扫描或可变螺距螺旋扫描中设定图像采集参数时被设定。

附图说明

图1是示出根据本发明一个实施例的X射线CT设备的框图。

图2是示出旋转X射线发生器(X射线管)和多行X射线检测器的图解。

图3是图解示出根据本发明实施例的X射线CT设备操作的流程图。

图4是示出预处理细节的流程图。

图5是示出三维图像重建过程细节的流程图。

图6示出了显示重建区域上的线向X射线透射方向进行投射的情形的概念图。

图7是示出投射到检测器表面上的线的概念图。

图8是示出投影数据D_r(view，x，y)投射到重建区域上的情形的概念图。

图9是示出重建区域上每个像素的反向投影像素数据D2的概念图。

图10是示出通过以像素对应方式相加整个视图的反向投影像素数据D2来获得反向投影投影数据D3的情形的概念图。

图11示出了显示圆形重建区域上的线向X射线透射方向投射的情形的概念图。

图12是示出从肺区到肝脏(a)的螺旋扫描的图解。

图13是示出头部(b)的轴向扫描的图像。

图14是示出在丙烯酸16-cm圆柱体的中心和外周部分中的X射线剂量测量位置的图解。

图15是示出在丙烯酸32-cm圆柱体的中心和外周部分中的X射线剂量测量位置的图解。

图16是示出根据图像采集视场直径的CTDI值的图解。

图17是示出采集对象图像流程的流程图。

图18是示出在侦察视图上以90度方向设定的感兴趣区域的图解。

图19是示出在侦察视图上以0度方向设定的感兴趣区域的图解。

图20是示出各种直径的X射线水替代模型(phantom)的实例的图解。

图21是从剖面面积获得对象的X射线剂量信息的流程图。

图22是示出CTDI值的线性逼近的图解。

图23是示出在对象的连续断层图像中三维感兴趣区域的图解。

图24是示出在对象的连续断层图像中三维感兴趣区域的图解。

图25是示出在对象的连续断层图像中三维感兴趣区域的图解。

图26是示出在设定的感兴趣区域和基于对象截面面积的模型之间的对应关系的图解。

图27是示出从肺区到肝脏的螺旋扫描的图解。

图28是示出头部轴向扫描的图解。

图29是示出可变螺距螺旋扫描情况的图解。

图30是示出水替代丙烯酸模型的高度、重量、区域截面面积和截面面积的图解。

具体实施方式

下面将通过附图中示出的实施例对本发明进行更详细的描述。然而，本发明不限于这些实施例。

图1是根据本发明实施例的X射线CT设备的结构框图。X射线CT设备100具有操作控制台1、图像采集床10和扫描台架20。

操作控制台具有用于接收操作者输入的输入设备2、用于执行预处理、图像重建处理和后处理等的中央处理单元3、用于采集由扫描台架20获得的X射线检测器数据的数据采集缓冲器5、用于显示由通过预处理X射线检测器数据获得的重建投影数据获得的断层摄影图像的监视器6，和用于存储程序、X射线检测器数据、投影数据和X射线断层摄影图像的存储器7。

图像采集参数被输入到输入设备2并存储在存储器7内。

图像采集床10具有对象躺在其上并可进出扫描台架20开口的托架12。托架12由安装在图像采集床10内的电机驱动而垂直和线性移动。

扫描台架20具有X射线管21、X射线控制器22、准直器23、X射线光束生成滤波器28、多行X射线检测器24、DAS(数据采集系统)25、用于控制X射线管21等绕对象身体轴线旋转的旋转部分控制器26和用于向操作控制台1和图像采集床10发送控制信号和从操作控制台1和图像采集床10接收控制信号等的控制器29。X射线光束生成滤波器28是一种X射线滤波器，其厚度在X射线向作为图像采集中心的旋转中心传播的方向中最小，而向外周逐渐增大，从而可吸收更大量的X射线。从而，可减少其截面具有接近圆形或椭圆形形状的对象身体表面的曝光量。扫描台架20由扫描台架倾斜控制器27在z方向前后倾斜约±30度。

图2是示出X射线管21和多行X射线检测器24的几何布局的图解。

X射线管21和多行X射线检测器24绕旋转中心IC转动。当垂直方向被设为y方向，并且水平方向被设为x方向，且垂直于y和x方向的床运行方向被设为z方向时，X射线管21和多行X射线检测器24的旋转平面是xy平面。托架12的运行方向是z方向。

X射线管21生成被称为是锥形束CB的X射线束。当锥形束CB的中心轴方向平行于y方向时，视角为零。

多行X射线检测器24具有例如256个X射线检测器行。每个X射线检测器行具有例如1024个X射线检测器通道。从多行X射线检测器24发送从X射线辐射采集的投影数据并由DAS 25对这些数据进行A/D转换。最后所得到的数字数据通过滑环30提供到数据采集缓冲器5。由中央处理单元3根据存储器7中的程序处理输入到数据采集缓冲器5的数据并重建成断层摄影图像，以及在监视器6上显示该断层摄影图像。

图17是示出该实施例的X射线CT设备操作概要的流程图。

在步骤P1中，对象位于托架12上并进行定位。扫描台架20的切片写入中心位置调整到位于托架12上的对象每个区域的参考点。

在步骤P2中，采集侦察视图。侦察视图通常在0度和90度处采集。根据区域，如头部，有些情况下仅在90度处采集侦察视图。侦察视图的采集细节将在以后描述。

在步骤P3中，设定图像采集参数。通常，在侦察视图上显示断层摄影图像的位置和尺寸的同时采用图像采集参数进行图像采集。在这种情况下，显示一次螺旋扫描、可变螺距螺旋扫描、常规扫描(轴向扫描)或电影扫描的全部X射线剂量信息，另外，如图18和19所示，在侦察视图上设定感兴趣区域并显示感兴趣区域的X射线剂量信息。在电影扫描中，当输入旋转速度或时间时，显示感兴趣区域内对应于旋转速度或输入时间的量的X射线剂量信息。

在步骤P4中，采集断层摄影图像。断层摄影图像的采集细节将在以后描述。

现在将描述获得施加到对象的X射线剂量的信息的一个实例。

施加到对象上的X射线剂量的分布是由如图21所示的处理流程基于对象尺寸获得的。

在步骤SS1中，输入侦察视图X射线检测器数据。

在步骤SS2中，预处理侦察视图X射线检测器数据。该预处理可以是类似于上述扫描预处理的处理。

在步骤SS3，获得预处理侦察视图的剖面面积和直径1和2。X射线剖面面积S_x是全部通道的X射线投影数据值总和，如下列方程所示。

S_{X} = Σ_{I = 1}^{CH} D (i)

…方程3

预先保持图20中示出的X射线剖面面积S_x和水替代模型的截面面积之间的相关性。

直径1的长度是满足噪声水平的阈值Th1或更大的连续通道长度R1，其由以下确定。

Th1≤D(ch) …方程4

根据连续通道的数目，可由X射线检测器的通道间隔和X射线数据采集系统的几何系统获得在通过视场中心(旋转中心)的x轴或y轴中的投影长度。

对于直径2，投影数据D(ch)按照值的降序排列，也就是，X射线吸收值的降序。获得相当于全部通道，例如1000个通道的5％的一定数目通道，例如50个通道的投影数据的平均值并将其转换成长度R2。由转换因子或转换表等预先获得投影数据值和水替代材料的长度之间的关系。如上所述获得的直径1R1和2R2中的较大者被设为长直径RL，而较短者被设为短直径RS。

通过这种方式，获得剖面面积S_x、长直径RL和短直径RS。

在步骤SS4中，从剖面面积以及直径1和2的值中选择相应的模型数据。从在步骤SS3中获得的剖面面积S_x、长直径RL和短直径RS中，提取CTDI值作为具有相应截面面积和长短直径的图20中所示水替代材料模型的X射线剂量信息。可替换地，提取具有类似尺寸的模型的实际CTDI值。

在步骤SS5中，为了从选定的模型数据的X射线剂量数据获得实际CTDI值和DLP值，输出该提取的CTDI值本身或者通过线性逼近获得近似的CTDI值。例如，如图22所示，在剖面面积S_x和长短直径比RL/RS位置中获得CTDI值的情况下，通过设定在四个靠近点的CTDI值为D_CTDIS1，D_CTDIS2，D_CTDIR1，D_CTDIR2以及设定到该点的参数距离为a，b，c，d，可由下式得出要获得的剂量信息的CTDI值D_CTDI。

D_{CTDI} = \frac{d}{c + d} (\frac{b}{a + b} \cdot D_{CTDI 00} + \frac{a}{a + b} \cdot D_{CTDI 10}) + \frac{c}{c + d} (\frac{b}{a + b} \cdot D_{CTDI 01} + \frac{a}{a + b} \cdot D_{CTDI 11})

…方程5

从CTDI值获得DLP值。

图3是示出采集本发明的X射线CT设备100的断层摄影图像和侦察视图的操作概要的流程图。在下面，将描述多行X射线检测器24的情形，但具有以平板X射线检测器为代表的矩阵结构的二维X射线区域检测器24的情形与之类似。当如图23所示，仅仅获取断层摄影图像中的三维感兴趣区域的CTDI值在z方向上继续时，在90度方向的侦察视图上确定z方向坐标中的起点和终点(Zs，Ze)和y方向坐标中起点和终点(Ys，Ye)。如图24所示，在0度方向的侦察视图上确定x方向坐标中的起点和终点(Xs，Xe)。以这种方式，可从侦察视图在0度方向和侦察视图在90度的方向这两个方向在对象上设定三维感兴趣区域，如图23所示。将所设定的感兴趣区域转换成等价于图26所示的每个断层图像的模型。通过基于中心位置中的X射线剂量信息D_CTDIA和八个外周位置中的X射线剂量信息D_CTDIB，D_CTDIC，D_CTDID，D_CTDIE，D_CTDIF，D_CTDIG，D_CTDIH和D_CTDII的线性逼近获得图26中设定的感兴趣区域内每个点的X射线剂量信息。在步骤S1中，在螺旋扫描中，在绕对象旋转X射线管21和多行X射线检测器24并线性移动图像采集床10上的托架12的同时，采集X射线检测器数据。通过将床线性移动z方向位置Z_床(view)叠加到由视角“view”、检测器列数“j”和通道数据“i”表示的X射线检测器数据D0(view，j，i)采集X射线检测器数据。在可变螺距螺旋扫描中，不仅以恒定速度而且当在螺旋扫描中加速和减速时采集数据。

在常规扫描(轴向扫描)或电影扫描中，在图像采集床10上的托架12在z方向的位置是固定的同时，允许数据采集系统旋转一次或多次以采集X射线检测器数据。根据需要，在托架12向z方向移动到下一个位置后，允许数据采集系统再次旋转一次或多次以采集X射线检测器数据。

在侦察视图采集中，X射线管21和多行X射线检测器24固定，且在图像采集床10上的托架12线性移动的同时采集X射线检测器数据。

在步骤S2中，通过预处理将X射线检测器数据D0(view，j，i)转换成投影数据。该预处理包括，如图4所示，步骤S21中的偏离校正、步骤S22中的对数变换、步骤S23中的X射线剂量校正和步骤S24中的灵敏度校正。

在采集侦察视图的情况下，通过在调整通道方向上的像素尺寸和作为托架线性移动方向的z方向上的像素尺寸到监视器6的显示像素尺寸的同时显示预处理的X射线检测器数据，完成侦察视图。

在步骤S3中，对预处理投影数据D1(view，j，i)进行束这型(hardening)校正。当将在预处理S2中经灵敏度校正S24的投影数据设为D1(view，j，i)且将经束定型校正S3的数据设为DI1(view，j，i)时，例如由多项式形式表示束定型校正S3。

D11(view，j，i)＝

D1(view，j，i)·(Bo(j，i)+B₁(j，i)·D1(view，j，i)+B₂(j，i)·D1(view，j，i)²)

…方程6

由于可对每j个检测器进行独立的束定型校正，如果数据采集系统的管电压对于图像采集参数彼此不同，可校正在检测器中X射线能量特征中的变化。

在步骤S4中，进行z滤波器卷积处理，其用于向经束定型校正的投影数据D11(view，j，i)施加z方向(列向)滤波。

在步骤S4中，在每个视角和每个数据采集系统中的预处理后，对多行X射线检测器的投影数据D11(view，j，i)(i＝1至CH，j＝1至ROW)进行滤波，该滤波在列方向的滤波器尺寸是五列，其中该投影数据已受到束定型校正。

(w₁(j)，w₂(j)，w₃(j)，w₄(j)，w₅(j))

其中

Σ_{k = 1}^{5} w_{k} (j) = 1

…方程7

校正的检测器数据D12(view，j，i)由以下表示。

D 12 (view, j, i) = Σ_{k = 1}^{5} (D 11 (view, j - k - 3, i) \cdot w_{k} (j))

…方程8

当通道最大数目是CH且列的最大数目是ROW时，可得到下列方程。

D11(view，-1，i)＝D11(view，0，i)＝D11(view，1，i)

D11(view，ROW，i)＝D11(view，ROW+1，i)＝D11(view，ROW+2，i)

…方程9

通过改变每个通道的列方向滤波器因子，可根据到图像重建中心的距离控制切片厚度。在断层摄影图像中，外周部分通常比重建中心厚。因而，通过使中心部分中的列向滤波器因子与外周部分中的列向滤波器因子彼此不同，从而列向滤波器因子在靠近中心通道处在宽范围内变化并且在靠近外周通道处在窄范围内变化，就可使图像重建中的外周和中心部分的切片具有均匀的厚度。

通过控制多行X射线检测器24的中心通道和外周通道中的列向滤波器因子，就可控制每个中心部分和外周部分中的切片厚度。通过用列向滤波器稍稍增加切片厚度，就可大大减少伪影和噪声。以这种方式，还可控制伪影减少程度和噪声减少程度。换句话说，可控制重建成三维图像的断层摄影图像，也就是xy平面的质量。在另一个实施例中，通过采用去卷积滤波器作为列向(z)向滤波器因子，也可实现薄切片厚度的断层摄影图像。

在步骤S5中，进行重建函数卷积处理。具体地，对数据进行傅立叶变换且将所得到的数据乘以重建函数并进行反傅立叶变换。在重建函数卷积处理S5中，当经z滤波器卷积处理的数据设为D12时，经重建函数卷积处理的数据设为D13，且要进行卷积的重建函数设为Kernel(j)，则重建函数卷积处理表示如下。

D13(view，j，i)＝D12(view，j，i)*Kernel(j) …方程10

也就是，可用重建函数kernel(j)对每j个检测器进行独立重建函数卷积处理，从而可以列单元为基础校正噪声特征和分辨率特征中的变化。

在步骤S6中，对经重建函数卷积处理的投影数据D13(view，j，i)上进行三维反向投影处理，从而获得反向投影数据D3(x，y)。待重建的图像在作为垂直于z轴的平面的xy平面内被重建成三维图像。假设下列重建区域P平行于xy平面。稍后将参照图5描述三维反向投影处理。

在步骤S7中，对反向投影数据D3(x，y，z)进行后处理，如图像滤波器卷积和CT值转换，从而获得断层摄影图像D31(x，y)。

在后处理的图像滤波器卷积处理中，当经三维反向投影的断层摄影图像设为D31(x，y，z)时，经图像滤波器卷积的数据设为D32(x，y，z)以及图像滤波器设为Filter(z)，则可获得以下表达式。

D32(x，y，z)＝D31(x，y，z)*Filter(z) …方程11

由于可对每j个检测器进行独立图像器滤波卷积处理，从而可对每j个检测器进行噪声特征和分辨率特片征中的变化进行校正。

所采集的断层图像在监视器6上显示。

图5是示出三维反向投影处理(图4中的步骤S6)细节的流程图。

在该实施例中，将图像重建成垂直于z轴的平面，也就是xy平面内的三维图像。在下面，假设该重建区域P平行于xy平面。

在步骤S61中，注意力集中在重建断层摄影图像所需要的全部视图中的一个(也就是360度视图或“180度+扇角量”的视图)上，且提取对应于重建区域P内每个像素的投影数据Dr。

如图6A和6B所示，平行于xy平面的512×512像素的方形区域设为重建区域P，且在y＝0处平行于x轴的像素线L0、在y＝63处的像素线L63、在y＝127处的像素线L127、在y＝191处的像素线L191、在y＝255处的像素线L255、在y＝319处的像素线L319、在y＝383处的像素线L383、在y＝447处的像素线L447和在y＝511处的像素线L551被设为线。提取通过将像素线L0至L511在X射线透射方向投影到多行X射线检测器24的平面上而获得的如图7所示的在线T0至T511上的投影数据作为像素线L0至L511的投影数据Dr(view，x，y)，Dr(view，x，y)中的“x，y”对应于断层摄影图像中的每个像素(x，y)。

通过X射线管21的X射线焦点、像素和多行X射线检测器24的几何位置确定X射线透射方向。由于X射线检测器数据D0(view，j，i)的z坐标z(view)是作为床线性移动z方向位置Z_床(view)附加到X射线检测器数据上的并且是已知的，所以在加速/减速期间，用X射线检测器数据D0(view，j，i)可精确获得多行X射线检测器的数据采集几何系统中的X射线焦点和X射线透射方向。

在例如线的一部分在多行X射线检测器24的通道方向之外的情况下，象通过将像素线L0在X射线透射方向投影到多行X射线检测器24的平面上而获得的线T0，则相应的投影数据Dr(view，x，y)设为“0”。在线在z方向之外的情况下，通过外插获得投影数据Dr(view，x，y)。

以这种方式，如图8所示，可提取对应于重建区域P的每个像素的投影数据Dr(view，x，y)。

再参见图5，在步骤S62中，用投影数据Dr(view，x，y)乘以锥形束重建加权因子，从而生成如图9所示的投影数据D2(view，x，y)。

锥形束重建加权因子w(i，j)如下。在扇束图像重建的情况下，通常，当由连接view＝βa处X射线管21的焦点与在重建区域P(xy平面)上的像素g(x，y)的直线和X射线束中心轴Bc形成的角度设为γ且相对的视图设为view＝βb的时候，则获得以下表达式。

βb＝βa+180°-2γ …方程12

当由通过重建区域P上像素g(x，y)的X射线束和重建平面P形成的角度是αa且由与通过像素g(x，y)的X射线束相对的X射线束和重建平面P形成的角度是αb时，则用角度αa和αb乘以从属锥形束重建加权因子ωa和ωb并且将所得到的结果相加，从而获得反向投影像素数据D2(0，x，y)。

D2(0，x，y)＝ωa·D2(0，x，y)_a+ωb·D2(0，x，y)_b …方程13

其中D2(0，x，y)_a表示视图βa的投影数据，且D2(0，x，y)_b表示视图βb的投影数据。

相对束的锥形束重建加权因子总和由以下获得。

ωa+ωb＝1 …方程14

通过用投影数据乘以锥形束重建加权因子ωa和ωb并将所得到的结果相加，就可减少锥形角伪影。

例如，可采用由下列方程获得的锥形束重建加权因子ωa和ωb。此外，ga表示X射线束的加权因子，且gb表示相对X射线束的加权因子。

当扇束角的一半为γmax时，可获得下列方程。

ga＝f(γmax，αa，βa)

ga＝f(γmax，αb，βb)

xa＝2·ga^q/(ga^q+gb^q)

xb＝2·gb^q/(ga^q+gb^q)

wa＝xa²·(3-2xa)

wb＝xb²·(3-2xb) …方程15

(例如，q被设为1。)

例如，作为ga和gb的实例，max[]是采用较大值的函数，且可获得如下方程。

ga＝max[0，{(π/2+γmax)-|βa|}]·|tan(aa)|

gb＝max[0，{(π/2+γmax)-|βb|}]·|tan(ab)| …方程16

在扇形束图像重建情况下，重建区域P上的每个像素乘以距离因子。当从X射线管21的焦点到对应于投影数据Dr和通道“i”的多行X射线检测器24的检测器“j”的距离设为r0且从X射线管21的焦点到对应于投影数据Dr的重建区域P上的像素的距离设为r1时，距离因子为(r1/r0)²。

在平行束图像重建情况下，仅将重建区域P内的每个像素乘以锥形束重建加权因子w(i，j)就足够了。

在步骤S63中，如图10所示，投影数据D2(view，x，y)添加到以像素到像素对应方式预先清空的反向投影数据D3(x，y)上。

在步骤S64中，对重建断层摄影图像所需的所有视图(也就是360度视图或“180度+扇形度数”视图)上重复步骤S61至S63，从而获得反向投影数据D3(x，y)，如图10所示。

重建区域P不限于512×512像素的方形区域，还可以是具有如图11A和11B所示的512像素直径的圆形区域。

实例1

当该实施例应用于实际螺旋扫描时，已知整个图像采集区域的X射线剂量信息、感兴趣区域1(心脏)的X射线剂量信息和感兴趣区域2(肝脏)的X射线剂量信息。针对每个器官X射线曝光量的灵敏度，可考虑减少对象的曝光量。

还是在常规扫描(轴向扫描)或电影扫描中，类似地，已知整个图像采集区域的X射线剂量信息和感兴趣区域1的X射线剂量信息中的每一个，如图28所示，从而可考虑每个器官的X射线曝光量和整个区域的X射线曝光量。

实例2

在实例2中，将描述如图29所示的可变螺距螺旋扫描的情形。在可变螺距螺旋扫描中，如图29所示，螺旋螺距和噪声指数(图像噪声指数值)在z方向范围变化，例如，在心脏、肝脏和肺区内。从而，与正常常规扫描(轴向扫描)、电影扫描或螺旋扫描相比，不容易立即得知z方向上的位置处的X射线剂量信息，因此更需要显示X射线剂量信息。同样在这种情形下，通过显示关于整个区域、感兴趣区域1(心脏)、感兴趣区域2(肺区)和感兴趣区域3(肝脏)中的每一个的X射线剂量信息，可向操作者更清楚地显示该信息。因此，针对每个器官X射线曝光量的灵敏度，可考虑减少对象的曝光量。

实例3

在实例3中，从侦察视图获得的X射线剖面面积Sx用于获得与要参考的水替代模型的相关性。对身高、体重、年龄、图像采集区域和性别进行统计调查。如图30A所示，关于性别、年龄范围和区域中的每一个获得体重、身高和一个区域截面面积之间的关系，并从分布统计数据得出回归平面或回归曲线。可替换地，如图30B所示，获得水替代模型的重量、高度和截面面积之间的关系，并从分布统计数据得出回归平面或回归曲线。还可获得回归平面或回归曲线的表达式。

当输入性别、年龄、区域、体重和身高时，通过回归平面或回归曲线的表达式获得该区域的截面面积和水替代模型的截面面积。确定要参考的水替代模型，并确定X射线剂量信息。当设定感兴趣区域时，获得该感兴趣区域内的X射线剂量信息。

根据本发明的X射线CT设备或X射线CT成像方法，X射线CT设备100产生减少存在于X射线CT设备的常规扫描(轴向扫描)、电影扫描或螺旋扫描的开始和结束处的向z方向延伸的X射线锥形束内常规扫描(轴向扫描)、电影扫描或螺旋扫描中的曝光量的效果，其中该X射线CT设备具有多行X射线检测器或以平板X射线检测器为代表的矩阵结构二维区域X射线检测器。

[工业实用性]

作为实施例中的图像重建方法，可采用由常规公知的feldkamp重建得到的三维图像重建方法。此外，也可采用其它三维图像重建。可替换地，可采用二维图像重建。

虽然在该实施例中已描述了具有多行X射线检测器或以平板X射线检测器为代表的矩阵结构二维区域X射线检测器的X射线CT设备，但是通过单个X射线检测器的X射线CT设备也可产生类似效果。

在该实施例中，对不同因子的列向(z方向)滤波器进行卷积，从而实现对图像质量变化和在列间具有均匀切片厚度、伪影和噪声的图像质量的调整。可采用各种滤波因子并可通过采用任何一种滤波因子产生类似效果。

虽然在上述实施例中已描述了用于医学用途的X射线CT设备，但是本发明也可应用于工业X射线CT设备、X射线CT-PET设备以及与其它设备结合的X射线CT-SPECT设备等。

虽然在图20所示的实施例中采用了具有各种直径的圆形和椭圆形X射线水替代模型，但是采用其它形状或材料也可预期得到类似的效果。

在该实施例中，如图26所示设定的感兴趣区域每一点中的X射线剂量信息是由模型中心位置A和模型外周位置B到I之间的线性逼近获得的，且这些点的总和用作该感兴趣区域内的X射线剂量信息。当由其它计算方法获得X射线剂量信息时，可预期获得类似效果。例如，同样在粗略校正和获得等价于对象感兴趣区域面积和位置的截面的模型的X射线剂量信息的情况下，可预期得到类似效果。

Claims

1、一种X射线CT设备(100)，包括：

用于采集穿过位于彼此相对布置的X射线发生器(21)和X射线检测器(24)之间的对象的X射线投影数据的装置(20)；

用于从通过所述采集投影数据的装置采集的投影数据重建图像的装置(3)；

用于显示由所述重建图像的装置获得的断层摄影图像的装置(6)；

用于为断层摄影图像的采集设定各种图像采集参数的设定装置(2)；和

用于当执行图像采集参数设定处理时显示由一次扫描提供的图像采集区域的部分区域的X射线剂量信息的装置。

2、根据权利要求1所述的的X射线CT设备(100)，其中，所述X射线检测器(24)是矩阵结构二维X射线区域检测器、平板X射线检测器和多X射线检测器中的任何一种。

3、根据权利要求1或2的X射线CT设备(100)，其中，所述用于显示X射线剂量信息的装置包括用于当执行常规扫描或轴向扫描的图像采集参数设定处理时，显示由作为对象身体轴线方向的z方向上的一次扫描提供的图像采集区域的部分区域的X射线剂量信息的装置。

4、根据权利要求1或2的X射线CT设备(100)，其中，所述用于显示X射线剂量信息的装置包括用于当执行螺旋扫描或可变螺距螺旋扫描的图像采集参数设定处理时，显示由作为对象身体轴线方向的z方向上的一次扫描提供的图像采集区域的部分区域的X射线剂量信息的装置。

5、根据权利要求1或2所述的X射线CT设备(100)，其中，所述用于显示X射线剂量信息的装置包括用于当执行电影扫描的图像采集参数设定处理时，显示由作为对象身体轴线方向的z方向上或时间方向上的一次扫描提供的图像采集区域的部分区域的X射线剂量信息的装置。

6、根据权利要求1至5中任一个所述的X射线CT设备(100)，其中，所述部分区域是设定在对象的侦察视图上。

7、根据权利要求1至6中任一个所述的X射线CT设备(100)，其中，所述部分区域是感兴趣区域，并且通过设定z方向上的一个扫描范围的一部分进行设定，当将垂直于z方向的垂直方向设为y方向且将垂直于z方向和y方向的方向设为x方向时，在x方向和y方向中的至少一个方向上指定范围。

8、根据权利要求1至7中任一个所述的X射线CT设备(100)，其中，所述X射线剂量信息包括CTDI值、DLP值和X射线利用率中的至少一个。

9、根据权利要求1至8中任一个所述的X射线CT设备(100)，其中，所述X射线剂量信息包括取决于从对象的侦察视图获得的X射线剖面面积或对象截面面积的值。

10、根据权利要求9所述的X射线CT设备(100)，其中，所述截面面积是从对象的身高、体重、年龄、图像采集部分和性别中的至少一个预测的。

11、根据权利要求9所述的X射线CT设备(100)，其中，所述截面面积是从X射线剖面面积预测得到的。