專利名稱：錐形光束計算機斷層成像的立體像素驅(qū)動的螺旋重建方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種運用3D圖像重建法來生成計算機斷層成像(computedtomography，CT)圖像的方法。根據(jù)所述方法，為了通過使用由一焦點發(fā)出的錐形光束(cone beam)以及一個平面的，最好是多陣列的用于探測錐形光束的探測器掃描一待檢查物體。在檢測過程中，焦點將在一個環(huán)繞此待檢查物體的螺旋形軌跡上移動，同時，探測器提供對應(yīng)被檢測射線的輸出數(shù)據(jù)，并且，被探測物體的圖像立體像素將從可選擇的預(yù)先處理的輸出數(shù)據(jù)中被重建，且所述圖像立體像素復(fù)制各立體像素的衰減系數(shù)。
背景技術(shù)：
現(xiàn)行的依靠多陣列探測器的CT成像技術(shù)采用的是錐體幾何射線束。在重建一個圖像體積時必須將錐型光線幾何形態(tài)的影響考慮到所生成的3D圖像中，這就使得圖像重建問題變得非常復(fù)雜。在現(xiàn)有圖像生成方法大致分為兩組不同的方法，即近似算法和精確算法近似算法近似重建算法具有很強的實用性和靈活性。由于測量射線與旋轉(zhuǎn)軸所形成的偏折角(錐角)在此方法中只是被近似地考慮，因此該方法所造成的測量誤差也將隨著錐角的增大而增加。在探測器的陣列達到一定數(shù)量時，每個近似重建算法都會導(dǎo)致偽影的產(chǎn)生。近似重建算法同時又可分為2D和3D成像法。
作為2D成像法或者2D幀對齊(rebinning)算法的實例，可以舉出以下幾種參考文獻[1]的ASSR、參考文獻[2]的AMPR及參考文獻[3]的SMPR。其中，由錐形光束的探測數(shù)據(jù)所合成的投影數(shù)據(jù)將被近似測算，所述合成的投影數(shù)據(jù)的幾何形狀將被篩選，以使得所有合成的測量射線投射到一個平面內(nèi)。將所述合成的投影數(shù)據(jù)通過傳統(tǒng)的2D CT成像算法計算，被測物體的分布就在前面所涉及到的平面內(nèi)被重建出來。在幀對齊算法中的近似算法隨著錐角增大將會相對快速地產(chǎn)生偽影。
在3D成像法中，將首先對投影數(shù)據(jù)過濾，然后進行3D反投影(backprojection)。在所述反投影中，將精確地考慮到錐形光束的記錄幾何形狀(recording geometry)。在過濾這一步將利用各種更加實用的近似算法。以下列出的近似算法都具有共性，即過濾過程只用一個一維的斜面濾波器(rampfilter)完成，所述濾波器將指向投影的螺旋切線方向。各個近似算法之間的區(qū)別僅體現(xiàn)在對于多余數(shù)據(jù)的處理方式上。
一方面在軸方向上存在求平均值的可能性，如在參考文獻[4]中可知。其中，過濾后的投影數(shù)據(jù)被反投影進重建圖像體積中被反投影出來，以使得過程中的所有經(jīng)加權(quán)后的測量數(shù)據(jù)以加權(quán)的方式被積累起來。待圖像中立體像素的重要性將通過測量射線的軸間距給出所述的加權(quán)產(chǎn)生將被重建的測量光束距離立體像素的軸間距。
另一方面，一種是軸層面軸片層(slice)重建，如在參考文獻[5]中可知。其中為了這個目的，所有與切分圖像片層面相交的測量數(shù)值都將用于重建。數(shù)據(jù)冗余將通過近似地在忽略偏折角的情況下被采用。其中可使用一些傳統(tǒng)的成像方法，比如從參考文獻[6]中可知的Parker加權(quán)函數(shù)。過濾步驟由根據(jù)現(xiàn)有的數(shù)據(jù)冗余對投影數(shù)據(jù)加權(quán)，以及一個隨后的使用一維斜面濾波器的卷積組成。此方法需要一個較大的探測器面積，因為在每個焦點位置，整個重建片層的投影都應(yīng)包括在探測器上。
精確算法對于最重要的精確算法的比較研究可以在參考文獻[7]中找到。精確重建算法無論是在過濾步驟或是在3D反投影中都以無誤差的方式均精確地考慮到了錐形光束的記錄幾何形狀。通過此方法可以不受出現(xiàn)的錐角大小的影響而得到一個優(yōu)質(zhì)的圖形效果。然而這個方法極度復(fù)雜，且在應(yīng)用過程中將會非常的昂貴而且很不靈活。比如使用數(shù)據(jù)冗余后只能在一定程度實現(xiàn)減小偏差，在高時間分辨率的心臟圖像中根本無法選擇測量數(shù)據(jù)。
現(xiàn)在的問題在于，達到的圖片質(zhì)量與由所使用成像方法決定的計算量之間的矛盾性?？色@得優(yōu)質(zhì)的圖像質(zhì)量，同時又具有大的錐角在大偏折角下，即，使用多陣列探測器得到高質(zhì)量的圖片的算法在是未來幾代的探測掃描儀器中也將是不可或缺的的發(fā)展趨勢。而對于精確重建算法由于其復(fù)雜性和不靈活性，而應(yīng)當(dāng)予以避免。

發(fā)明內(nèi)容
因此，本發(fā)明的一個目的在于運用多陣列探測器和錐形光束的CT成像技術(shù)中提供一種圖像生成的解決方法，以達到一方面在圖像質(zhì)量和所需計算量兩者之間找到一個恰當(dāng)?shù)钠胶恻c，另一方面應(yīng)使其足夠靈活、簡便宜行。
這一目的將通過獨立權(quán)利要求的特征來實現(xiàn)。而本發(fā)明中先進的改進部分則屬于權(quán)利要求的內(nèi)容。
發(fā)明者認識到以下幾點以一種如在參考文獻[5]中所描述的圖像重建法為出發(fā)點，可單獨重建圖像的立體像素，以替代在整個圖像片層上進行重建。因此在這種情況下需要使用可以任意一大于所需半周期π的投影角范圍的方法來處理數(shù)據(jù)冗余。
將單獨的立體像素分別重建是本發(fā)明的新穎性所在。為了近似參考數(shù)據(jù)冗余，投影數(shù)據(jù)將針對每個立體像素點被分別加權(quán)。與傳統(tǒng)的反投射不同，這樣做將可以使一過濾過的測量值不會受到與其相交于同一直線的其他立體像素的干擾，而是針對立體像素v過濾后的測量值都會被積累到這個立體像素V上。
本發(fā)明具有以下優(yōu)點即使在大錐角的情況下仍然可以獲得高質(zhì)量的圖片，使用方法可以靈活地達到理論最大值，能利用到所有的數(shù)據(jù)冗余并提供對數(shù)據(jù)的可選性，例如具有高時間分辨率的心臟圖像。
根據(jù)以上主導(dǎo)思想，發(fā)明者建議運用3D圖像重建法用來生成CT圖像。此建議將至少通過以下的方法步驟來實現(xiàn)--為了使用由一焦點發(fā)出的錐形光束以及一個平面的，最好是多陣列的用于探測錐形光束的探測器來掃描一待檢查物體，焦點將在一個環(huán)繞此待檢查物體的螺旋形軌跡上移動，在此過程中，探測器提供對應(yīng)被檢測射線的輸出數(shù)據(jù)；以及--被探測物體的圖像立體像素將從可選擇的預(yù)先處理的輸出數(shù)據(jù)中被重建，根據(jù)本發(fā)明，且所述圖像立體像素復(fù)制各立體像素的衰減系數(shù)；--各立體像素將從投影數(shù)據(jù)中分別被重建，投影數(shù)據(jù)包括一至少180度的投射角范圍；以及--為了使采用立體像素的投影數(shù)據(jù)歸一化(normalize)，將對每個所涉及到的立體像素實施近似加權(quán)。
本發(fā)明的優(yōu)勢在于，如圖4所示，接收到的所有通過立體像素V的錐形光束投影的并且指向螺旋切線St投影方向 的直線上的數(shù)據(jù)都將用來重建一個圖像立體像素V。通過此方法將達到一最有效的探測器的利用。
另外，為了在此補償從焦點到探測器上斜入射的光線，將對探測圖像的數(shù)據(jù)采取余弦加權(quán)。
當(dāng)探測過程中得到的立體像素未達到可直接用于成像所需要的足夠的分辨率時，則所有現(xiàn)存數(shù)據(jù)中無法直接獲得的數(shù)據(jù)可以通過插值由相鄰的探測數(shù)據(jù)(探測像素值)中獲取。
此外，當(dāng)兩條測量射線坐標(biāo)方程滿足(θa＝2k·π+θb并且pa＝pb)或者(θa＝(2k+1)·π+θb并且pa＝-pb)時，其中，k代表任意一自然數(shù)，θ代表投影角，該投影角等于焦點角度α與扇形角β之和，p代表到z軸的距離，可以在為補償數(shù)據(jù)冗余進行加權(quán)(歸一化)時將兩條測量射線(Sa，Sb)視為精確冗余。
為了歸一化可以將現(xiàn)存的冗余數(shù)據(jù)和parker加權(quán)函數(shù)概數(shù)相乘。所述歸一化后的數(shù)據(jù)將通過一個先進的平整窗口被修正，再被一個斜面濾波器加工處理。先進性還在于，對所涉及的立體像素V作3D反投射操作時將實現(xiàn)間距加權(quán)。
最后需要指出的是，本發(fā)明中所涉及的方法也同樣適用于心臟CT成像技術(shù)，通過將與被檢查心臟搏動周期相符的數(shù)據(jù)使用先前提到的方法進行篩選、加權(quán)或者分類，以用來獲得在一個特定移動階段的心臟的斷層照片(tomograms)。
根據(jù)本發(fā)明基本思想，發(fā)明者同樣建議采用一個CT單元，并通過使用一條由至少一個焦點發(fā)出的射線束以及一個帶有大量分散的探測器元件的用于探測射線柬射線的平面陣列探測器用來掃描一個待檢查的物體，并且至少一個焦點相對于此被測物體在沿著至少一條環(huán)繞此物體的焦點軌跡上正對此陣列探測器移動，同時至少存在可以收集探測器數(shù)據(jù)、過濾以及進行3D反投射的方法，并且為了處理測量數(shù)據(jù)，此種方法必須如此設(shè)定，以使得可以實施上述本發(fā)明所描述的操作步驟。尤其是可以將所要用到的功能方法至少部分地通過程序或程序模塊來實現(xiàn)。


下面將借助附圖并按照一個優(yōu)選的，適合本發(fā)明所涉及方法的第三代多陣列CT單元的實施例對本發(fā)明作進一步說明。各個附圖為圖1顯示了一示意的外部設(shè)備內(nèi)的掃描單元內(nèi)的多陣列單元的透視圖；圖2顯示了圖1所示的多陣列CT縱剖圖；圖3顯示了螺旋CT單元的記錄幾何形狀；圖4顯示了測量數(shù)據(jù)收集以及測量射線近似冗余的示意圖；圖5顯示了角度間距A(V)的示意圖。
具體實施例方式
圖1和圖2顯示了適合于實現(xiàn)本發(fā)明所涉及方法的第三代多陣列CT單元的部分透視圖。測量裝置1(即機架)含有一個X射線源2，其前端設(shè)有一個近光源的射線光圈3。探測接收器5是由包括多行列掃描單元的二維結(jié)構(gòu)陣列構(gòu)成，如圖2的剖面圖所示，探測接收器5前端設(shè)有一個近探測器的射線光圈6。為了清楚起見，圖1中只顯示了從L1到LQ的八行掃描單元4。在不超出本發(fā)明范圍的前提下，探測接收器5既可以含有更多的行數(shù)，也可對探測設(shè)備采用另一平面構(gòu)造。
將由X射線源2和射線光圈3組成的一端與由探測接收器5和射線光圈6組成的另一端面對面地安裝在一旋轉(zhuǎn)框架7上，這樣當(dāng)CT單元運行時，由X射線源2射出的、通過可調(diào)節(jié)射線光圈集中后的、呈金字塔型的X射線束就可以和其邊緣射線8一起匯集在探測接收器5上。在此過程中，射線光圈6可以按照經(jīng)射線光圈3調(diào)整后的X射線束的橫截面作相應(yīng)的調(diào)節(jié)，根據(jù)不同的運行模式使得探測接收器系統(tǒng)5中受到X射線束直接轟擊的區(qū)域暴露出來。在圖1和圖2中只顯示了八行掃描單元4，由其他標(biāo)號注明的行由于被射線光圈6所覆蓋因此不是激活狀態(tài)。
該X射線束含有一個錐角，即X射線束在一個含有系統(tǒng)軸Z和焦點F的平面上形成的張角。在含有焦點F并垂直于系統(tǒng)軸Z的平面上的X射線束的張角(扇形張角)值為2βmax。
旋轉(zhuǎn)框架7可通過傳動裝置22環(huán)繞系統(tǒng)軸Z旋轉(zhuǎn)。系統(tǒng)軸Z與圖1所示的空間直角坐標(biāo)系的Z軸平行。
探測接收器5的列同樣與z軸平行，而其行則與系統(tǒng)軸Z垂直。
支承裝置9用于將一檢查對象，如一名患者，帶入X射線束的光路中，其可以與系統(tǒng)軸Z即Z軸作平行移動；而且這樣可使旋轉(zhuǎn)框架7的旋轉(zhuǎn)運動和支承裝置的平移運動得以同步進行，以實現(xiàn)焦點以及同時旋轉(zhuǎn)的探測器與檢查對象作相對螺旋運動。平移-旋轉(zhuǎn)速度比可以通過對旋轉(zhuǎn)框架的每轉(zhuǎn)所需支承裝置9的進給量值h的選擇進行調(diào)節(jié)。
在體積掃描過程中可以對支承裝置上檢查對象的體積進行檢查。在此過程中，體積掃描是以螺旋掃描的形式進行的，其目的是為了在測量裝置1的旋轉(zhuǎn)運動與支承裝置9的平移運動同時進行的情況下，借助測量裝置1將每個循環(huán)周期下的多個不同方向的投影記錄下來。進行螺旋掃描時，X射線源的焦點F沿著一個環(huán)繞檢查對象的螺旋軌跡S與支承裝置9作相對運動。
在螺旋掃描過程中，從探測接收器5每一活動行上的掃描單元中同時讀出的、與錐形光束幾何中各個投影對應(yīng)的測量數(shù)據(jù)會被輸入到一個處理數(shù)字/模擬變化的數(shù)據(jù)編排裝置10中進行排序，并傳輸?shù)綀D像計算儀11上。
圖像計算儀11中的預(yù)處理裝置12將測量數(shù)據(jù)預(yù)處理后，產(chǎn)生的數(shù)據(jù)流便傳輸?shù)襟w積圖像重建單元13，并能通過隨后演示的運算公式從測量數(shù)據(jù)中重建出檢查對象所要求的體積圖像。按本發(fā)明要求編排的執(zhí)行程序或程序模塊可利用3D圖像重建法完成生成CT圖像的操作。這些程序或程序模塊同時被存儲在圖像計算儀11中的預(yù)處理裝置12和體積圖像重建單元13中。
CT圖像由格形的各個圖像體積的立體像素(voxel，其中voxel＝volumeelement)所組成，每個立體像素都具有一個用以Hounsfield Units(HU)為單位規(guī)范的CT值，每個符合一個CT值/灰標(biāo)灰度的，具有符合其相應(yīng)CT值灰度值的立體像素都可以被表示出來。圖像體積可通過不同方式顯示。在一個簡單的方式中，任意取向的任意平面可以用剖面圖顯示出來。當(dāng)然也存在可以顯示全部體積的復(fù)雜操作過程，例如，表面遮蓋法(shaded surface display；SSD)和體積重建(volume rendering；VR)。SSD可對一個含有達到閾值的體積圖像的等平面作可調(diào)節(jié)閾值的計算。等平面可借助計算機制圖顯示在屏幕上。使用VR時，可將每個立體像素根據(jù)其值對光學(xué)特性，如不透明度和色彩，進行調(diào)節(jié)。通過計算機制圖的方法可獲取此種定義下物體的人工視圖。
可視化單元15可從經(jīng)體積圖像重建單元13重建出的體積數(shù)據(jù)中計算出圖像，并在與圖像計算儀11相連接的顯示單元16，如監(jiān)控器上顯示所述圖像。
發(fā)生器單元17為X射線源2，如射線電子管，由發(fā)生器單元17產(chǎn)生提供所需電壓和電流，如射線電子管電壓U1。為了能夠設(shè)置隨后的所需的值，發(fā)生器單元17配備了一個帶有鍵盤19的、可以進行所需調(diào)節(jié)的控制單元18。需要說明的是，除鍵盤19以外也可安裝其他輸入設(shè)備，例如鼠標(biāo)、手柄或語音輸入設(shè)備。
如圖所示，控制單元18與圖像計算儀11相連接，這樣對CT單元的其他操作控制也可以借助控制單元18和鍵盤19完成。
此外，在控制單元18與帶有射線光圈3和6的調(diào)節(jié)裝置20和21連接的前提下，可對所有掃描單元4的活動行和射線光圈3和6的位置進行調(diào)節(jié)。如圖所示，帶有傳動裝置22的旋轉(zhuǎn)框架7是與控制單元18相連接的，這樣可對旋轉(zhuǎn)框架7完成其充分旋轉(zhuǎn)一周所需時間τ進行調(diào)節(jié)。
圖3和圖4顯示的是圖1、圖2中螺旋CT單元的幾何記錄圖，為方便起見，圖中只顯示了探測器的平面效果圖。含有焦點F的射線源在一個帶有與橫向進給量對應(yīng)的斜度h的螺旋軌跡S上，環(huán)繞著一個長形的檢查對象P與系統(tǒng)軸Z作同向運動。在此過程中，放置于另一端的探測器D會對貫穿檢查對象P的射線的強度值進行測量和收集。所述檢查對象P包含一個需要重建的體積VR。
為了能夠從所測量的數(shù)據(jù)中重建出一個體積圖像，必須對所測量的數(shù)據(jù)進行過濾，然后將所述經(jīng)過濾的數(shù)據(jù)用三維方式作反投影以得到檢查對象的體積圖像。在這個過程中，所述體積圖像就相當(dāng)于從數(shù)據(jù)中求出的、為射線束中的射線提供的、檢查對象體積的立體像素V的吸收值。
從圖像重建法中可以看出，來自各個焦點與立體像素V相交的、在探測平面上被測量的錐形光束都作用于圖像立體像素V的重建過程。焦點角度范圍A(V)含有可利用的投影數(shù)據(jù)，因此作為一個相干的角度間距(coherentangle interval)可以這樣推算出其值A(chǔ)(V)＝[α0(V)，α1(V)]圖5顯示了所述的角度間距A(V)。如圖所示，如無通常限制的情況下，焦點和探測器將沿逆時針方向作螺旋運動。源位置F(α0)的特點是，立體像素V的錐形投影將首先投射在與源位置F(α0)相應(yīng)的探測平面D(α0)，更確切而言，投射在探測器的上邊緣。在隨后的數(shù)據(jù)接收過程中，立體像素V的錐形投影在探測平面上移動，直至處在焦點位置F(α1)的所述投影從探測器的下邊緣移開。處于α0和α1兩角間距A(V)中的所有投影都作用于圖像立體像素V的重建過程。
接下來，可以按照以下步驟對探測器所取得的圖像進行處理首先，對探測器所取得的圖像進行余弦加權(quán)，以便將通過錐形光束幾何形成的斜入射考慮在內(nèi)。
然后，針對前面被測立體像素V的所有探測數(shù)據(jù)可沿直線收集，所述直線貫穿立體像素V的錐形光束投影并指向螺旋正切線St的投影 方向。如果所述數(shù)據(jù)并非原始數(shù)據(jù)，可通過插值從相鄰的原始數(shù)據(jù)中獲取所需數(shù)據(jù)。
接下來，取近似值補償數(shù)據(jù)冗余。其中可將焦角α和扇角β的錐角忽略不計，于是得出投影角θ＝α+β和平行坐標(biāo)p＝RF·sinβ的確定值(其中，RF是焦點軌跡的半徑)。當(dāng)(θa＝2k·π+θb并且pa＝pb)或者(θa＝(2k+1)·π+θb并且pa＝-pb)成立時，其中，k代表任意自然數(shù)，兩條測量射線Sa和Sb被視作冗余。當(dāng)冗余數(shù)據(jù)計算在內(nèi)時，可將其與Parker加權(quán)函數(shù)概數(shù)相乘，如參考文獻[8]所示。這里需要注意的是，根據(jù)不同的z軸(錐角)斜度定義為近似冗余的測量射線不同于前述的數(shù)據(jù)冗余，因此不能被視為冗余。即使是一個比通常情況下相對較小的錐角，其數(shù)據(jù)冗佘的近似值也可以相對廣泛。
為過濾數(shù)值可以安裝一個帶有適度平整窗口的斜面過濾器，并且使用一個已知間距加權(quán)對立體像素V作3D反投影操作。
需要補充的是，本發(fā)明所涉及的方法不僅適用于由同時運轉(zhuǎn)的焦點/探測器對驅(qū)動的CT單元，也適用于含有環(huán)形安裝在旋轉(zhuǎn)裝置中的探測器的、只有焦點旋轉(zhuǎn)而焦點和探測器朝z向運動的CT單元。
參考文獻[1]M.Kachelrieβ，S.Schaller，and W.A.Kalender，“Advanced single-slicerebinning in cone-beam spiral CT”，Med.Phys.27(2000)754-772[2]S.Schaller，K.Stierstorfer，H.Bruder，M.Kachelrieβ，and T.Flohr，“Novel approximate approach for high-quality image reconstruction in helicalcone beam CT at arbitrary pitch”，Proceedings SPIE 4322(2001)113-127[3]K.Stierstorfer，T.Flohr，H.Bruder，“Segmented Multiple PlaneReconstruction-A Novel Approximate Reconstruction Scheme for MultisliceSpiral CT”，Proceedings of Intern.Meeting on Fully 3-D Image Reconstructionin Radiology and Nuclear Medicine，Pacific Grove，CA，USA，10/30-11/2/2001，pp.95-97[4]K.Stierstorfer，Med CTC CF，“Spiralrekonstruktion mit3D-Rückprojektion für die Mehrzeilen-CT”，發(fā)明申請，F(xiàn)orchheim，12/12/2000[5]K.Sourbelle，IMP，Erlangen Uiversity，博士論文，考試日期25/03/2002[6]Avinash C.Kak and Malcolm Slaney，“Principles of ComputerizedTomographic Imaging”，IEEE Press，New York，1987，93-99頁[7]K.Sourbelle，H.Kudo，G.Lauritsch，K C.Tam，M.Defrise，F(xiàn).Noo，“Performance Evaluation of Exact Cone-Beam Algorithms for the Long-ObjectProblem in Spiral Computed Tomography”，Proceedings of Intern.Meeting onFully 3-D Image Reconstruction in Radiology and Nuclear Medicine，PacificGrove，CA，USA，10/30-11/2/2001，153-156頁[8]N.Strobel，Med GT 4，“Generalized Short-Scan Feldkamp Algorithm for3-D Image Reconstruction”，internal report，Erlangen，07/08/2000
權(quán)利要求
1.一種運用3D圖像重建法在計算機斷層成像中生成圖像的方法，其至少包含以下步驟通過使用由一焦點發(fā)出的錐形光束以及一個平面的，多陣列的用于探測所述錐形光束的探測器來掃描一待檢查物體，焦點在一個環(huán)繞此待檢查物體的螺旋形軌跡上移動，所述的探測器提供對應(yīng)于被檢測射線的輸出數(shù)據(jù)；并且從已掃描的所述待檢查物體的圖像立體像素將從可選擇的預(yù)先處理的輸出數(shù)據(jù)中被重建，且所述圖像立體像素復(fù)制各立體像素的衰減系數(shù)；各圖像立體像素從投影數(shù)據(jù)中分別被重建，所述的投影數(shù)據(jù)包括一個至少180度的投射角范圍；以及對每個所涉及到的立體像素采用近似加權(quán)，使得采用的立體像素的投影數(shù)據(jù)歸一化。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，為了重建一個圖像立體像素(V)，所有沿著一條直線的、通過圖像立體像素(V)的錐形光束的并指向螺旋切線(St)投影方向 的探測數(shù)據(jù)都被采用。
3.根據(jù)權(quán)利要求1到2中任一權(quán)利要求所述的方法，其特征在于，為補償斜入射，探測圖像的數(shù)據(jù)將采取余弦加權(quán)。
4.根據(jù)權(quán)利要求1到3中任一權(quán)利要求所述的方法，其特征在于，現(xiàn)存數(shù)據(jù)中無法直接獲得的數(shù)據(jù)可以通過插值由相鄰的探測數(shù)據(jù)(探測像素值)中獲取。
5.根據(jù)權(quán)利要求1到4中任一權(quán)利要求所述的方法，其特征在于，當(dāng)兩條測量射線坐標(biāo)方程滿足(θa＝2k·π+θb并且pa＝pb)或者(θa＝(2k+1)·π+θb并且pa＝-pb)時，其中，k代表任意一自然數(shù)，θ代表投影角，p代表到z軸的距離，為了補償數(shù)據(jù)冗余(歸一化)，兩條測量射線(Sa，Sb)在加權(quán)中被視為精確冗余。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的方法，其特征在于，冗余數(shù)據(jù)與一般化的Parker加權(quán)函數(shù)相乘。
7.根據(jù)權(quán)利要求1到6中任一權(quán)利要求所述的方法，其特征在于，使用一個斜面濾波器與一個平整窗口一同操作。
8.根據(jù)權(quán)利要求1到7中任一權(quán)利要求所述的方法，其特征在于，對所涉及的立體像素作3D反投射操作時將實現(xiàn)間距加權(quán)。
9.根據(jù)權(quán)利要求1到8中任一權(quán)利要求所述的方法，其特征在于，對被檢查心臟搏動周期的測量數(shù)據(jù)進行選擇、加權(quán)，分類以應(yīng)用于心臟CT成像。
10.一種CT單元，其通過使用一由至少一個焦點發(fā)出的射線束以及一個具有多數(shù)分布掃描單元的用于探測射線束射線的平面構(gòu)造陣列探測器來掃描一待檢查物體，所述至少一個焦點相對于此被測物體在沿著至少一條環(huán)繞此物體的焦點軌跡上正對此陣列探測器移動，同時至少存在可以收集探測器數(shù)據(jù)、過濾以及進行3D反投射的方法，并且為了處理測量數(shù)據(jù)，此種方法必須設(shè)定使得權(quán)利要求1到9中任一權(quán)利要求所述的方法得以實施。
11.根據(jù)權(quán)利要求10所述的CT單元，其特征在于，它含有的上述功能方法至少可部分通過程序或者程序模塊來實現(xiàn)。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種運用3D圖像重建法在計算機斷層成像中生成圖像的方法，根據(jù)所述方法，為了通過使用由一焦點發(fā)出的錐形光束以及一個平面的，最好是多陣列的用于探測錐形光束的探測器掃描一待檢查物體，焦點將在一個環(huán)繞此待檢查物體的螺旋形軌跡上移動，在此過程中，探測器提供符合被檢測射線的輸出數(shù)據(jù)；并且，被探測物體的圖像立體像素將從可選擇的預(yù)先處理的輸出數(shù)據(jù)中被重建，根據(jù)本發(fā)明，所述圖像立體像素復(fù)制各立體像素的衰減系數(shù)，各立體像素將從投影數(shù)據(jù)中分別被重建，投影數(shù)據(jù)包括一至少180度的投射角范圍，并且為了使采用立體像素的投影數(shù)據(jù)歸一化，將對每個所涉及到的立體像素進行近似加權(quán)。
文檔編號G06T11/00GK1742296SQ200480002546
公開日2006年3月1日 申請日期2004年1月28日 優(yōu)先權(quán)日2003年2月5日
發(fā)明者赫伯特·布魯?shù)? 岡特·勞里奇, 卡爾·斯蒂爾斯托弗 申請人:西門子公司