基于部分掃描的ct圖像重建方法、裝置及ct設(shè)備的制作方法
【專利摘要】本發(fā)明涉及一種基于部分掃描的CT圖像重建方法、裝置及CT設(shè)備。所述方法包括：從掃描角度為βstart時(shí)開(kāi)始CT掃描直至掃描角度為βend時(shí)結(jié)束CT掃描以獲得掃描角度為[βstart，βend]的原始數(shù)據(jù)、對(duì)原始數(shù)據(jù)進(jìn)行加權(quán)處理獲得第一投影數(shù)據(jù)、根據(jù)第一投影數(shù)據(jù)擴(kuò)展獲得在掃描角度為[βstart-z，βend+z]范圍內(nèi)的第二投影數(shù)據(jù)、對(duì)第二投影數(shù)據(jù)進(jìn)行重排處理獲得重排數(shù)據(jù)以及根據(jù)重排數(shù)據(jù)進(jìn)行圖像重建獲得CT重建圖像。本發(fā)明能夠?qū)崿F(xiàn)投影數(shù)據(jù)的并行處理，縮小系統(tǒng)的等待時(shí)間。
【專利說(shuō)明】基于部分掃描的CT圖像重建方法、裝置及CT設(shè)備

【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001]本發(fā)明涉及CT成像領(lǐng)域，特別涉及一種基于部分掃描的CT圖像重建方法、裝置及CT設(shè)備。

【背景技術(shù)】
[0002]在X射線計(jì)算機(jī)斷層掃描(Computed Tomograghy, CT)中，為了獲得高分辨率并加快掃描速率，常采用部分掃描。部分掃描介于半掃描和完全掃描之間，在掃描運(yùn)動(dòng)的器官或組織(如心臟)時(shí)有優(yōu)勢(shì):部分掃描的掃描時(shí)間較短，在成像過(guò)程中待檢對(duì)象運(yùn)動(dòng)的可能性也小，從而減少了運(yùn)動(dòng)偽影對(duì)成像質(zhì)量的影響。
[0003]部分掃描旋轉(zhuǎn)的掃描角度一般在180°到360°之間。如圖1所示，為CT部分掃描中用有檢測(cè)器陣列101和射線源102的裝置100以設(shè)定的掃描范圍對(duì)感興趣區(qū)TO進(jìn)行曝光的軸向示意圖。裝置100包括可繞旋轉(zhuǎn)中心Z轉(zhuǎn)動(dòng)的環(huán)形轉(zhuǎn)盤(pán)(未示出)、固定在環(huán)形轉(zhuǎn)盤(pán)直徑方向一邊的射線源102及另一邊的檢測(cè)器陣列101，環(huán)形轉(zhuǎn)盤(pán)可以被裝載在一機(jī)架(未示出)上，從而在掃描過(guò)程中圍繞旋轉(zhuǎn)中心z轉(zhuǎn)動(dòng)。掃描過(guò)程中，射線源102的射線穿透環(huán)形轉(zhuǎn)盤(pán)內(nèi)的感興趣區(qū)TO后照射到檢測(cè)器陣列101上。感興趣區(qū)TO可以是病人等待測(cè)對(duì)象，在對(duì)感興趣區(qū)TO進(jìn)行掃描的過(guò)程中測(cè)量域得到的是感興趣區(qū)TO的橫截面區(qū)域。
[0004]檢測(cè)器陣列101是由檢測(cè)器構(gòu)成的圓弧型陣列，如檢測(cè)器al、a2及圖1中省略示意的I?η個(gè)檢測(cè)器(η為不小于I的自然數(shù))，該圓弧的曲率中心點(diǎn)可設(shè)置為射線源102。從射線源102射出的每條射線都以不同的角度射到各檢測(cè)器上，并形成扇形線束。當(dāng)這些射線照射到每一個(gè)檢測(cè)器上，每一個(gè)檢測(cè)器便生成表示其接收到相應(yīng)強(qiáng)度的射線的輸出信號(hào)。檢測(cè)器的輸出信號(hào)通常由裝置100的信號(hào)處理部分(未示出)處理，包括對(duì)輸出信號(hào)進(jìn)行濾波，以提高信噪比。一般將上述測(cè)量和處理得到的輸出信號(hào)稱為投影數(shù)據(jù)，射線源和旋轉(zhuǎn)中心之間的連線Si與基準(zhǔn)軸s0 (定義裝置100初始化時(shí)射線源和旋轉(zhuǎn)中心之間的連線為基準(zhǔn)軸sO)的夾角為掃描角度β (掃描角度β也可稱為View角，在部分掃描中，掃描角度β的取值范圍滿足π <β〈2 π )，射線源和旋轉(zhuǎn)中心之間的連線Si與射線源和檢測(cè)器陣列各檢測(cè)器(比如檢測(cè)器al)之間的連線(射線源和檢測(cè)器al之間的連線s2)的夾角為扇形角Y (扇形角Y也可稱為Channel角)，其中,連線si與射線源和檢測(cè)器之間的各條連線所形成的夾角中角度最大的角為最大扇形角Ymax(圖1中，連線Si與射線源和檢測(cè)器a2之間的連線S3形成最大扇形角γ_)。每一個(gè)投影數(shù)據(jù)對(duì)應(yīng)一個(gè)掃描角度β及一個(gè)扇形角Y。
[0005]基于裝置100，現(xiàn)有技術(shù)的一種基于部分掃描的CT圖像重建方法包括:對(duì)原始投影數(shù)據(jù)進(jìn)行加權(quán)；依據(jù)扇形線束的對(duì)稱性，將與相對(duì)稱的兩組投影數(shù)據(jù)中的其中一組數(shù)據(jù)去冗余并對(duì)剩余的投影數(shù)據(jù)進(jìn)行合并；以及，基于合并后的投影數(shù)據(jù)重建圖像。
[0006]圖2是基于上述現(xiàn)有技術(shù)的部分掃描在掃描角度范圍[β start, β end]下基于原始投影數(shù)據(jù)所生成用以重建圖像的Radon平面示意圖，圖中有效面積內(nèi)的點(diǎn)為經(jīng)加權(quán)后的投影數(shù)據(jù)的數(shù)據(jù)值，其中:橫坐標(biāo)指示掃描角度β的變化范圍，即掃描區(qū)間Wstart, ^enJ(下面用? = Ρ d - 定義掃描范圍)，基于部分掃描的原理，雖然掃描范圍不足2 π，
但也要求掃描范圍咸不少于(η +2 Yfflax)，即為了部分掃描的數(shù)據(jù)量的充足性考量，要求有;^ +縱坐標(biāo)指示扇形角Y的變化范圍(圖中扇形角Y的取值范圍為
[-Y _，Y _]，是針對(duì)對(duì)稱檢測(cè)器陣列的)。
[0007]對(duì)于不對(duì)稱檢測(cè)器陣列，對(duì)應(yīng)圖2中的扇形角Y的變化范圍則應(yīng)為[-Ytl, YfflaJ或[-Ymax，Y Cl] (Y Diax和Y Cl均定義為扇形角絕對(duì)值且Y Diax和Yci大于0，圖2中未示出)，其中，Ymax定義為檢測(cè)器陣列一邊的檢測(cè)器與球管連線同球管與旋轉(zhuǎn)中心的連線所構(gòu)成的夾角的絕對(duì)值的最大值且Ymax由CT掃描系統(tǒng)確定，Y C1則定義為檢測(cè)器陣列另一邊的檢測(cè)器與球管連線同球管與旋轉(zhuǎn)中心的連線所構(gòu)成的夾角的絕對(duì)值的最大值且Ytl也由CT掃描系統(tǒng)確定，并且，Y O滿足Y (!〈 Ynlax，其最大扇形角仍為Ynlax;
[0008]圖2所示坐標(biāo)系中，在面積ABD’ Ε’范圍內(nèi)的每一點(diǎn)表示對(duì)應(yīng)一個(gè)掃描角度β及一個(gè)扇形角Y的投影數(shù)據(jù)，也即在掃描角度為β時(shí)，扇形角為Y的檢測(cè)器所測(cè)得的投影數(shù)據(jù)，每一部分面積表示一組投影數(shù)據(jù)，比如面積ABD’E’表示掃描區(qū)間[i3start，i3end]內(nèi)所有的投影數(shù)據(jù)。
[0009]從部分掃描的原理可知，對(duì)于同一扇形角Y上以一掃描角度β得到的投影數(shù)據(jù)ρ(β，Y)，其應(yīng)與在反方向掃描得到的投影數(shù)據(jù)Ρ(β ± Y)相等，即有ρ(β，γ)=Ρ(β 土 L-Υ)，因此，圖2的面積ABD’ E’所示的投影數(shù)據(jù)中有部分?jǐn)?shù)據(jù)是相一致的，現(xiàn)有技術(shù)將這部分相重復(fù)的數(shù)據(jù)作為冗余數(shù)據(jù)，在對(duì)原始數(shù)據(jù)進(jìn)行加權(quán)后，將這些冗余數(shù)據(jù)與其相對(duì)應(yīng)的投影數(shù)據(jù)進(jìn)行合并，使原先掃描范圍大于η+2 Ymax的數(shù)據(jù)量壓縮至n+2Ymax掃描范圍內(nèi)，即使數(shù)據(jù)長(zhǎng)度縮小了。比如，圖2所示的掃描范圍
2;r>^s>;r + 2ymax,有面積ABP上的投影數(shù)據(jù)與面積A’ B’ P’上的投影數(shù)據(jù)相一致，
面積APC上的投影數(shù)據(jù)與面積A’ P’ C’上的投影數(shù)據(jù)相一致，面積ADEC上的投影數(shù)據(jù)與面積A’ D’ E’ C’上的投影數(shù)據(jù)相一致，上述投影數(shù)據(jù)的對(duì)稱性可以從投影數(shù)據(jù)滿足Ρ(β, Υ)=Ρ(β 土 L-Y)的一致性上考慮，從上式可知投影數(shù)據(jù)的對(duì)稱性滿足線性條件，故從圖2中可知點(diǎn)八、8、？、(:、0』所代表的投影數(shù)據(jù)分別與點(diǎn)4’、8’、？’、(:’、0’』’所代表的投影數(shù)據(jù)具備對(duì)稱性，由此可得上述面積對(duì)稱的結(jié)論可知，面積ABP上的投影數(shù)據(jù)、面積Α’ P’ C’上的投影數(shù)據(jù)及面積A’ D’ E’ C’上的投影數(shù)據(jù)為冗余數(shù)據(jù)。
[0010]基于上述，現(xiàn)有技術(shù)首先對(duì)原始投影數(shù)據(jù)進(jìn)行加權(quán)，加權(quán)的目的是使投影數(shù)據(jù)和與其相一致(也即在掃描角度上相對(duì)稱)的投影數(shù)據(jù)在對(duì)重建圖像時(shí)所占權(quán)重和為1，如此，重建過(guò)程所存在的相重復(fù)數(shù)據(jù)的各投影數(shù)據(jù)與不存在重復(fù)數(shù)據(jù)的各投影數(shù)據(jù)對(duì)重建圖像所貢獻(xiàn)的比例是相同的。
[0011]其次，由于投影數(shù)據(jù)為扇形線束的射線掃描得到，基于扇形線束的對(duì)稱性，將與相對(duì)稱的兩組投影數(shù)據(jù)中的一組數(shù)據(jù)與另一組數(shù)據(jù)進(jìn)行去冗余合并，對(duì)相對(duì)稱的兩組投影數(shù)據(jù)進(jìn)行合并的過(guò)程包括對(duì)其中一組數(shù)據(jù)的消除及對(duì)另一組數(shù)據(jù)的數(shù)據(jù)值進(jìn)行改變，即將所消除的數(shù)據(jù)值增加至另一組數(shù)據(jù)的數(shù)據(jù)值上。上述數(shù)據(jù)值指圖2上經(jīng)加權(quán)后的投影數(shù)據(jù)的數(shù)據(jù)值，也即原始投影數(shù)據(jù)與各自權(quán)重值相乘后所得的數(shù)據(jù)值，去冗余合并的步驟主要通過(guò)將相對(duì)稱投影數(shù)據(jù)的一投影數(shù)據(jù)的權(quán)重值疊加到另一投影數(shù)據(jù)的權(quán)重值上得以實(shí)現(xiàn)。
[0012]圖3是對(duì)經(jīng)加權(quán)的投影數(shù)據(jù)進(jìn)行去冗余合并后所形成的用以重建圖像的Radon平面示意圖，從圖3可知，將圖2中的面積ABP上的投影數(shù)據(jù)與面積A’ B’ P’上的投影數(shù)據(jù)進(jìn)行去冗余合并，即將面積ABP上的投影數(shù)據(jù)作為冗余數(shù)據(jù)去除，并將面積ABP上的投影數(shù)據(jù)的數(shù)據(jù)值與面積A’ B’ P’上對(duì)應(yīng)投影數(shù)據(jù)的數(shù)據(jù)值合并，僅保留面積A’ B’ P’。類似的，將圖2中的面積A’P’C’上的投影數(shù)據(jù)與面積APC上的投影數(shù)據(jù)進(jìn)行去冗余合并，僅保留面積APC，將面積ADEC上的投影數(shù)據(jù)與面積A’ D’ E’ C’上的投影數(shù)據(jù)進(jìn)行去冗余合并，僅保留面積ADEC，最終得到圖3經(jīng)去冗余合并后所形成的用以重建圖像的Radon平面示意圖，此時(shí)的投影數(shù)據(jù)所在面積AP A’ P’的掃描范圍為戍=7r + 2ymM，對(duì)投影數(shù)據(jù)進(jìn)行去冗余合并是在獲得到全部的投影數(shù)據(jù)后再對(duì)上述投影數(shù)據(jù)進(jìn)行處理并將數(shù)據(jù)量壓縮合并到η +2 Yfflax的掃描范圍內(nèi)的過(guò)程。
[0013]現(xiàn)有技術(shù)基于部分掃描的CT圖像重建方法是基于上述壓縮后的投影數(shù)據(jù)重建圖像，后續(xù)重建圖像的過(guò)程還包括角度重排(Azimuthal Rebin)、徑向重排(Radial Rebin)、卷積(Convolut1n,也即Filter)、反投影(Back Project1n)組成的數(shù)據(jù)流架構(gòu)。然而，進(jìn)行后續(xù)重建圖像過(guò)程所需的投影數(shù)據(jù)是上述壓縮后的投影數(shù)據(jù)，該壓縮后的投影數(shù)據(jù)需要進(jìn)行對(duì)所有原始投影數(shù)據(jù)的加權(quán)及去冗余合并才能獲得，即必須等待所有的掃描范圍內(nèi)的原始投影數(shù)據(jù)到達(dá)后才能進(jìn)行加權(quán)及去冗余合并，這使得圖像重建的后續(xù)過(guò)程的每一節(jié)點(diǎn)，比如角度重排，所能激活節(jié)點(diǎn)并進(jìn)行數(shù)據(jù)處理的最小輸入單位是掃描范圍為反=冗+ 2^_的數(shù)據(jù)量(即掃描范圍β e (^start, ^end)上的數(shù)據(jù)量)。這對(duì)于圖像重建過(guò)程來(lái)說(shuō)是一種很大的弊端，不僅無(wú)法實(shí)現(xiàn)數(shù)據(jù)的實(shí)時(shí)性處理，還由于各節(jié)點(diǎn)會(huì)產(chǎn)生較長(zhǎng)的數(shù)據(jù)等待時(shí)間，產(chǎn)生更多的內(nèi)存消耗。
[0014]從另一方面來(lái)說(shuō)，在某一節(jié)點(diǎn)的數(shù)據(jù)等待過(guò)程中，該節(jié)點(diǎn)是沒(méi)有數(shù)據(jù)輸出的，這使得該節(jié)點(diǎn)的后續(xù)節(jié)點(diǎn)無(wú)法進(jìn)行并行操作；但是，反過(guò)來(lái)而言，一旦數(shù)據(jù)量到達(dá)，節(jié)點(diǎn)被激活并進(jìn)行數(shù)據(jù)處理后，會(huì)一次性輸出所有的數(shù)據(jù)量；數(shù)據(jù)量的突然而至，勢(shì)必會(huì)給后續(xù)節(jié)點(diǎn)造成工作負(fù)荷量劇增，然而，對(duì)于系統(tǒng)追求的均衡節(jié)點(diǎn)工作量和提高節(jié)點(diǎn)并行工作性能來(lái)說(shuō)，現(xiàn)有技術(shù)的處理方式是非常不合適的。此外，由于必須等待所有的掃描范圍內(nèi)的原始投影數(shù)據(jù)到達(dá)后才能進(jìn)行加權(quán)及去冗余合并，還必須在系統(tǒng)內(nèi)建立至少一個(gè)能夠存儲(chǔ)對(duì)應(yīng)掃描范圍內(nèi)投影數(shù)據(jù)的內(nèi)存，這又大大增加了系統(tǒng)的資源負(fù)擔(dān)。
[0015]基于上述因素考慮到，系統(tǒng)無(wú)法實(shí)現(xiàn)數(shù)據(jù)的實(shí)時(shí)性處理主要是因?yàn)槟芗せ罱嵌戎嘏诺雀鞴?jié)點(diǎn)的數(shù)據(jù)量的最小輸入單位是掃描范圍力=T + 2yniaJ^數(shù)據(jù)量，而對(duì)加權(quán)后的數(shù)據(jù)進(jìn)行去冗余合并這一步驟是導(dǎo)致上述問(wèn)題的因素。在對(duì)加權(quán)后的數(shù)據(jù)進(jìn)行去冗余合并后，雖然對(duì)投影數(shù)據(jù)進(jìn)行了壓縮，也減小數(shù)據(jù)處理量，但在角度重排(Azimuthal rebin)這一過(guò)程中，會(huì)有如下問(wèn)題:
[0016]圖4中，橫坐標(biāo)Θ是重排之后的掃描角度，縱坐標(biāo)仍然是與圖3—致的扇形角。通過(guò)式(I)可以知道，原本在重排之前的如圖3所示的投影數(shù)據(jù)，其在圖3的Radon空間平面圖內(nèi)由于缺少一定掃描范圍內(nèi)的投影數(shù)據(jù)(由于圖3基于圖2產(chǎn)生了投影數(shù)據(jù)的合并，圖3缺少了圖2中面積ABP、面積P’ A’(:’、面積么’ D’ E’ C’的投影數(shù)據(jù))，因此在圖4角度重排所示的平面內(nèi)，其表示重排后的投影數(shù)據(jù)面積ABD’ E’是不完整的。
[0017]圖4中，可知重排之前的Radon空間里β從β start到β end (也即圖4的O到|s
)的區(qū)域到重排之后的Radon空間成為了 Θ軸上從Imax到辰+fmax平行四邊形。但是，
圖4中的區(qū)域ABX和區(qū)域YD’ E’指明:在重排時(shí)在掃描范圍[_Ymax，YmaJ和掃描范圍
\KJ+rX1上，僅是部分檢測(cè)器采樣得到了投影數(shù)據(jù)(即圖3所示對(duì)投影數(shù)據(jù)的合并過(guò)程相當(dāng)于僅部分檢測(cè)器采樣得到了投影數(shù)據(jù))，但對(duì)于掃描角度上的數(shù)據(jù)采樣，是從檢測(cè)器陣列的全部檢測(cè)器的數(shù)據(jù)進(jìn)行采樣的(從圖4看，就是對(duì)平行四邊形ABD’ E’在橫坐標(biāo)的掃描范圍內(nèi)采集平行于縱坐標(biāo)的掃描線上的數(shù)據(jù)，比如掃描線LI及掃描線L2)，但無(wú)法建立檢測(cè)器陣列的全部檢測(cè)器的數(shù)據(jù)(比如對(duì)應(yīng)掃描線LI上的投影數(shù)據(jù)可認(rèn)為是檢測(cè)器陣列的全部檢測(cè)器的數(shù)據(jù)，但對(duì)應(yīng)掃描線L2上的投影數(shù)據(jù)僅是部分檢測(cè)器的數(shù)據(jù))，這會(huì)造成數(shù)據(jù)缺損?，F(xiàn)有技術(shù)的在重排過(guò)程中的這種數(shù)據(jù)缺損對(duì)于數(shù)據(jù)的后續(xù)處理也存在一定的弊端，造成數(shù)據(jù)處理效率低下。
[0018]綜上，現(xiàn)有技術(shù)的圖像重建過(guò)程至少存在如下缺陷:
[0019]需在原始投影數(shù)據(jù)全部檢測(cè)并獲取完畢才能夠進(jìn)行對(duì)數(shù)據(jù)去冗余及合并的處理步驟，因此，在基于投影數(shù)據(jù)進(jìn)行重建圖像這一耗時(shí)較大的處理過(guò)程時(shí)，無(wú)法實(shí)現(xiàn)投影數(shù)據(jù)的并行處理，導(dǎo)致系統(tǒng)長(zhǎng)時(shí)間處于等待狀態(tài)，系統(tǒng)效率很低。


【發(fā)明內(nèi)容】

[0020]本發(fā)明技術(shù)方案所解決的技術(shù)問(wèn)題是:如何實(shí)現(xiàn)投影數(shù)據(jù)的并行處理，以縮小系統(tǒng)的等待時(shí)間。
[0021]為了解決上述技術(shù)問(wèn)題，本發(fā)明技術(shù)方案提供了一種基于部分掃描的CT圖像重建方法，包括:
[0022]從掃描角度為β start時(shí)開(kāi)始CT掃描直至掃描角度為β end時(shí)結(jié)束CT掃描以獲得掃描角度為Wstart, ^endl的原始數(shù)據(jù)，其中，^start為起始掃描角度，β-為結(jié)束掃描角度；
[0023]對(duì)原始數(shù)據(jù)進(jìn)行加權(quán)處理獲得第一投影數(shù)據(jù)；
[0024]根據(jù)第一投影數(shù)據(jù)擴(kuò)展獲得在掃描角度為[β start-z, β end+z]范圍內(nèi)的第二投影數(shù)據(jù)，所述擴(kuò)展過(guò)程為對(duì)第二投影數(shù)據(jù)中的掃描角度為Wstart-Z, β starJ與[β-，β end+z]范圍內(nèi)的第二投影數(shù)據(jù)進(jìn)行添零處理，并對(duì)掃描角度為[Pstart, 范圍內(nèi)的第二投影數(shù)據(jù)用所述第一投影數(shù)據(jù)覆蓋，其中，Z=2Y_，Ymax為檢測(cè)器與球管連線同球管與旋轉(zhuǎn)中心的連線所構(gòu)成的夾角的絕對(duì)值的最大值且Ymax由CT掃描系統(tǒng)確定；
[0025]對(duì)第二投影數(shù)據(jù)進(jìn)行重排處理獲得重排數(shù)據(jù)；
[0026]根據(jù)重排數(shù)據(jù)進(jìn)行圖像重建獲得CT重建圖像。
[0027]可選的，所述加權(quán)處理使重建圖像時(shí)在掃描角度上對(duì)稱的投影數(shù)據(jù)的權(quán)重之和為
1
[0028]可選的，所述檢測(cè)器關(guān)于所述球管等角度排列。
[0029]可選的，所述檢測(cè)器等距離排列。
[0030]可選的，所述對(duì)原始數(shù)據(jù)進(jìn)行加權(quán)處理獲得第一投影數(shù)據(jù)包括:基于Parker加權(quán)函數(shù)得到權(quán)重值。
[0031]可選的，所述基于Parker加權(quán)函數(shù)得到的權(quán)重值w( β，Y )滿足:
[0032]w(^ , Υ)=3χ(β , gamma)2-2χ(β , y)3
[0033]其中，
[0034]

【權(quán)利要求】
1.一種基于部分掃描的CT圖像重建方法,其特征在于,包括: 從掃描角度為β start時(shí)開(kāi)始CT掃描直至掃描角度為β end時(shí)結(jié)束CT掃描以獲得掃描角度為[Pstart，^endl的原始數(shù)據(jù)，其中，Pstart為起始掃描角度，β-為結(jié)束掃描角度； 對(duì)原始數(shù)據(jù)進(jìn)行加權(quán)處理獲得第一投影數(shù)據(jù)； 根據(jù)第一投影數(shù)據(jù)擴(kuò)展獲得在掃描角度為[Pstart-Z, β_+ζ]范圍內(nèi)的第二投影數(shù)據(jù)，所述擴(kuò)展過(guò)程為對(duì)第二投影數(shù)據(jù)中的掃描角度為Wstart-Z, β start]與[β_ β end+z]范圍內(nèi)的第二投影數(shù)據(jù)進(jìn)行添零處理，并對(duì)掃描角度為[Pstart, β_]范圍內(nèi)的第二投影數(shù)據(jù)用所述第一投影數(shù)據(jù)覆蓋，其中，Z=2Y_，Ymax為檢測(cè)器與球管連線同球管與旋轉(zhuǎn)中心的連線所構(gòu)成的夾角的絕對(duì)值的最大值且Ymax由CT掃描系統(tǒng)確定； 對(duì)第二投影數(shù)據(jù)進(jìn)行重排處理獲得重排數(shù)據(jù)； 根據(jù)重排數(shù)據(jù)進(jìn)行圖像重建獲得CT重建圖像。
2.如權(quán)利要求1所述的基于部分掃描的CT圖像重建方法，其特征在于，所述加權(quán)處理使重建圖像時(shí)在掃描角度上對(duì)稱的投影數(shù)據(jù)的權(quán)重之和為I。
3.如權(quán)利要求1所述的基于部分掃描的CT圖像重建方法，其特征在于，所述檢測(cè)器關(guān)于所述球管等角度排列。
4.如權(quán)利要求 1所述的基于部分掃描的CT圖像重建方法，其特征在于，所述檢測(cè)器等距離排列。
5.如權(quán)利要求1或2所述的基于部分掃描的CT圖像重建方法，其特征在于，所述對(duì)原始數(shù)據(jù)進(jìn)行加權(quán)處理獲得第一投影數(shù)據(jù)包括:基于Parker加權(quán)函數(shù)得到權(quán)重值。
6.如權(quán)利要求5所述的基于部分掃描的CT圖像重建方法,其特征在于，所述基于Parker加權(quán)函數(shù)得到的權(quán)重值w ( β，y )滿足:
β為CT掃描的掃描角度； Y為檢測(cè)器與球管連線同球管與旋轉(zhuǎn)中心的連線所構(gòu)成的夾角； β start為起始掃描角度；β de滿足
是一個(gè)考慮實(shí)際掃描范圍與最小掃描范圍π +2 Yniax之間相對(duì)掃描范圍的參數(shù)；
7.如權(quán)利要求1所述的基于部分掃描的CT圖像重建方法，其特征在于，所述根據(jù)重排數(shù)據(jù)進(jìn)行圖像重建獲得CT重建圖像包括: 通過(guò)預(yù)定的卷積函數(shù)對(duì)所述重排數(shù)據(jù)卷積以獲得卷積后的投影數(shù)據(jù)； 對(duì)卷積后的投影數(shù)據(jù)進(jìn)行反投影來(lái)重建圖像。
8.一種基于部分掃描的CT圖像重建裝置，其特征在于，包括: 掃描單兀，用于從掃描角度為β start時(shí)開(kāi)始CT掃描直至掃描角度為Pmd時(shí)結(jié)束CT掃描以獲得掃描角度為[i3start，U的原始數(shù)據(jù)，其中，Pstart為起始掃描角度，為結(jié)束掃描角度； 加權(quán)處理單元，用于對(duì)原始數(shù)據(jù)進(jìn)行加權(quán)處理獲得第一投影數(shù)據(jù)； 擴(kuò)展單元，用于根據(jù)第一投影數(shù)據(jù)擴(kuò)展獲得在掃描角度為[i3start_Z，β end+z]范圍內(nèi)的第二投影數(shù)據(jù)，所述擴(kuò)展過(guò)程為對(duì)第二投影數(shù)據(jù)中的掃描角度為[Pstart-z，Pstart]與[^end, β end+z]范圍內(nèi)的第二投影數(shù)據(jù)進(jìn)行添零處理，并對(duì)掃描角度為Mstart, β md]范圍內(nèi)的第二投影數(shù)據(jù)用所述第一投影數(shù)據(jù)覆蓋，其中，Z=2Y_，Ymax為檢測(cè)器與球管連線同球管與旋轉(zhuǎn)中心的連線所構(gòu)成的夾角的絕對(duì)值的最大值且Ymax由CT掃描系統(tǒng)確定；重排處理單元，用于對(duì)第二投影數(shù)據(jù)進(jìn)行重排處理獲得重排數(shù)據(jù)； 重建單元，用于根據(jù)重排數(shù)據(jù)進(jìn)行圖像重建獲得CT重建圖像。
9.一種CT設(shè)備，其特征在于，包括如權(quán)利要求8所述的基于部分掃描的CT圖像重建裝置。
【文檔編號(hào)】G06T11/00GK104167007SQ201310185355
【公開(kāi)日】2014年11月26日 申請(qǐng)日期:2013年5月17日 優(yōu)先權(quán)日:2013年5月17日
【發(fā)明者】何益平 申請(qǐng)人:上海聯(lián)影醫(yī)療科技有限公司