[发明专利]用于倾斜的螺旋重构多片CT的方法和装置

说明书

一般地说本发明涉及一种对对象进行计算机X-射线断层(CT)成像的方法和装置，更具体地说涉及一种产生对象的经补偿的螺旋扫描的CT图像的方法和装置。

在至少一种已知的计算机X-射线断层(CT)成像系统结构中，X-射线源投射出扇形束，这种扇形束经准直后位于笛卡儿坐标系统的X-Y平面中，通常称之为“成像平面”。X-射线束穿过所成像的对象比如患者。在被对象衰减后的射线束辐射到辐射检测器阵列上。检测器所接收的被衰减的X-射线束的辐射强度取决于对象对X-射线束的衰减情况。阵列的每个检测器元件分别产生电信号，该电信号为射线束在该检测器位置上的衰减的度量。分别采集来自所有检测器的衰减度量以得到透射断层图像。

在已知的第三代CT系统中，X-射线源和检测器阵列都在成像平面内围绕要成像的对象与台架一起旋转，以使X-射线与对象相交的角度恒定地变化。在台架上的某一角度上来自检测器阵列的一组X-射线衰减度量(即投影数据(projection data))称为一个“视图(view)”。在X-射线源和检测器旋转一圈的过程中对对象的一次“扫描”包括在不同台架角度(或称为视角)上得到的一系列视图。在轴向扫描中，处理投影数据以构造与从对象中抽起的两维片层相对应的图像。在本领域中将从一系列的投影数据中重构图像的方法称为滤波背向投影技术。这种方法将扫描所得的衰减度量转换成称为“CT数”或“Houndsfield单元”的整数，应用这种整数来控制在阴极射线管显示器上的相应像素的亮度。

在公知的多片层CT成像系统中，台架倾斜造成不能进行螺旋扫描。当台架倾斜时，由于等角点固有地取决于检测器行所以造成降低图像质量。该等角点相对于患者扫描轴线移动，并且该移动量取决于检测器行、台架倾斜量和投影角度。

例如，参考附图3，描述了片层厚度为1.25毫米的人头骨轴线扫描。该台架倾斜-20°，并且在附图3所示的图像的重构中没有应用投影数据加权。这种图像应用15厘米的视场(FOV)和高分辨率算法重构以示出所扫描的模型的细微的结构细节。由于在倾斜的轴线扫描模式中没有降低图像质量，因此将这种图像作为图像质量评价标准。

为了对比，应用片层厚度为1.25毫米和3∶1的螺旋间距的螺旋模式扫描用于产生附图3的图像的相同模型以得到在附图4中所示的图像。为产生该图像，在进行螺旋扫描的过程中台架每旋转一圈患者的工作台移动了3.75毫米。不进行z-光滑并应用与在附图3中相同的重构参数重构附图4的图像。由于等角点移动了，在附图4中细微的骨结构变得模糊。

可以预料的是可以通过补偿算法校正等角点的移动，该补偿算法将投影数据插到理想的位置中。在克服双重模糊结构方面这种算法被证明是有效的。然而，由于插值的核心对于投影数据是一种低通滤波器，所以所重构的图像的空间分辨率受到了损害。为部分地补偿这种分辨率降低，引入高频的核心增强来加深(sharp，即使图象清楚)图像。然而，这并不能恢复空间分辨率。在附图5中示出了加深的图像的实例，所描述的加深图像的扫描与附图4的扫描相同。与附图3所示的轴线扫描图像进行比较发现空间分辨率损失很明显。(附图5的旋转是执行过程中的假象引起的，与重构和加深算法无关)

因此理想的是提供一种对数据进行滤波以产生对象的经补偿的倾斜螺旋扫描的CT图像的方法和装置。

因此，在一个实施例中提供一种对对象的计算机X-射线断层扫描的投影数据进行滤波的方法。该方法包括如下的步骤：采集表示对对象的倾斜的螺旋扫描的投影数据；对所采集的投影数据进行补零；确定经补零的投影数据的傅立叶变换；确定经补零的投影数据的傅立叶变换、斜坡函数以及相移函数的乘积；以及确定经相乘并变换的投影数据的反向傅立叶变换作为经滤波的投影数据。

上述的方法提供一种经滤波的数据，该数据产生一种补偿的倾斜的螺旋扫描的CT图像，并且该图像比应用较高频率的核心增强的方法的图像具有更好的空间分辨率。

附图1是CT成像系统的视图。

附图2所示为在附图1中所示的系统的示意性方块图。

附图3-6所示为相同的模型的重构的图像，每幅图像都是以-20度台架倾斜扫描，应用高分辨率算法重构并且DFOV=15毫米。附图3所示为没有应用投影加权的模型的轴线扫描图像。附图4是以3∶1的螺旋间距进行螺旋扫描并没有进行z-光滑的重构图像。附图5所示为与附图4所示相同的扫描并应用高分辨率核心增强的加深图像。附图6所示为与附图4中所示的相同的扫描但应用了本发明的方法实施例的数据的图像。