X射線ct裝置、醫用圖像處理裝置及醫用圖像處理方法

專利名稱：X射線ct裝置、醫用圖像處理裝置及醫用圖像處理方法
技術領域：
本發明概括地涉及圖像處理及圖像處理系統，更具體地涉及一邊連續地減小圖像體(volume)網格尺寸一邊進行的多標度重建。
背景技術：
重建時關心區域(ROI)被縮放。由于圖像內的ROI被縮放，圖像的細部的品質降低。特別是，對于使用迭代重建(IR)法被重建的縮放圖像，該問題明顯。一般地，在IR的再投影步驟中，對使X射線束衰減的對象整體進行把握是必要的。相對于此，解析濾波修正反投影(FBP) —般地在投影數據未被截取這樣的條件下重建被縮放后的ROI內的圖像而不需要整個(full)攝像視野(FOV)的重建。為了克服IR中的上述的問題，提出了下面的方法。在根據現有技術的一個方法中，將圖像體內的與ROI的外部相對應的投影數據的一部分進行了去除，但由于不存在ROI的外部區域中的特征(fea ture)，因此畫質劣化。在根據現有技術的另一方法中，利用了包含粗網格和細網格的兩個體網格。遺憾的是，根據現有技術的這種方法在計算量方面上不是有效的(computationally ineffective),并且由粗網格來限定細網格的空間分辨率。

發明內容
考慮到根據現有技術的上述方法和其他方法，現今仍需要不僅使用迭代重建法還使用解析重建法的多標度重建。本實施方式涉及的X射線計算機斷層攝像裝置包括向被檢體照射X射線束的X射線照射單元；由多個檢測元件檢測透過了所述被檢體的X射線束的檢測單元；使用基于所述檢測單元的輸出的原數據來重建第一圖像的重建單元；根據所述第一圖像生成第一再投影數據的再投影數據生成單元；根據所述原數據和所述第一再投影數據生成第一差分數據的差分數據生成單元；使用所述第一圖像中的關心區域的圖像來生成與所述關心區域相關的第一插值圖像的插值圖像生成單元；以及將在所述重建單元中通過利用了所述第一差分數據的重建而獲得的第一詳細圖像、和所述第一詳細圖像進行合成從而生成第一輸出圖像的圖像生成單元。


圖1是示出用于本實施方式的多標度重建的多層(mult1-slice)X射線CT裝置或掃描儀的一個實施方式的圖。圖2是示出與本實施方式的多標度重建處理有關的步驟的流程圖。圖3是示出本實施方式的ROI的集合(set)、以及與該集合相對應的、尺寸不同且包含相對于期望的縮放圖像的最終的網格尺寸的被嵌套后的3D網格的集合的圖。圖4 (a)和圖4 (b)是示出根據本實施方式的一個比較例中的多標度重建的效果的圖。
圖5是示出在肺血管上計測到的線輪廓(line profile)的圖。圖6是用于說明根據本實施方式的多標度重建處理的概略的圖。
具體實施例方式在本文參照附圖，相同的附圖標記表示在所有的附圖中相對應的構造，特別是參照圖1，圖中示出了包括機架100和其他設備或單元的、本實施方式的多層X射線CT裝置或掃描儀的一個實施方式。機架100用側視圖示出，并且還包括X射線管101、環狀框架102、以及多列或二維排列式X射線檢測器103。X射線管101和X射線檢測器103被安裝在橫穿環狀框架102上的被檢體(subject) S的直徑上，環狀框架102以能夠繞旋轉軸RA旋轉的方式被支承。旋轉單元107使框架102以0. 4秒/轉等的高速旋轉，在此期間被檢體S沿軸RA向相對于圖示的紙面的進深方向(向里)或近身方向(向外)移動。多層X射線CT裝置還包括高壓發生裝置109，高壓發生裝置109生成要經由滑環108施加在X射線管101上的管電壓使得X射線管101生成X射線。X射線被朝向被檢體S照射，被檢體S的剖面區域用圓表示。X射線檢測器103為了檢測透過了被檢體S的照射X射線，而隔著被檢體S位于X射線管101的相反側。再次參照圖1，X射線CT裝置或掃描儀還包括用于處理來自X射線檢測器103的被檢測出的信號的其他設備。數據收集電路或數據收集系統(DAS) 104將從X射線檢測器103向各通道輸出的信號轉換成電壓信號，對該電壓信號放大，然后再將放大后的電壓信號轉換成數字信號。X射線檢測器103和DAS104被構成為處理最大900TPPR、900TPPR至1800TPPR之間以及900TPPR至3600TPPR之間的每轉的規定的投影總數(TPPR totalnumber of projections per rotation)。上述的數據經由非接觸數據傳送裝置105被發送給容納在機架100的外部的控制臺(console)中的前處理設備106。前處理設備106對原始數據執行靈敏度修正等特定的修正。接下來，作為特定的修正的結果而生成的數據(也稱作投影數據的數據)被存儲設備112在剛要進行重建處理之前的階段中存儲起來。存儲設備112經由數據/控制總線與重建設備114、輸入設備115、顯示設備116、多標度處理設備117、以及掃描計劃(scan plan)支援裝置200 —起被連接到系統控制器110。掃描計劃支援裝置200包含用于支援攝像技術人員制定掃描計劃的功能。重建設備114的一個實施方式還包括各種軟件構成要素和硬件構成要素。根據本實施方式，CT裝置的重建設備114使用迭代重建法有利地將全變分(TV total variation)最小化。一般地，本實施方式的一個實施方式的重建設備114實施總體迭代重建(TVIR total volume iterativereconstruction)算法,總體迭代重建算法對投影數據執行有序子集同時代數的重建法(OS - SART)步驟等的同時代數的重建法和TV最小化步驟等的調整(regularization)。在一個實施方式中，這兩個步驟在反復次數被事先設定好的主循環中被連續地實施。投影數據在TV最小化步驟之前被供應給有序子集同時代數的重建法(OS -SART)。投影數據被群化成分別具有特定數目的視點的規定數目的子集N。在一個實施方式中，在有序子集同時代數的重建 法(OS - SART)的實施過程中各子集也可以被連續地處理。在其他的實施方式中，也可以利用多個中央處理裝置(CPU)或一個圖像處理裝置(GPU)等特定的微處理器并行地處理多個子集。在全變分(TV)最小化步驟中，在重建設備114的一個實施方式中，為了搜索正的步長(step size)使得當前的圖像體(image volume)的目的函數比之前的圖像體的目的函數小，使用線性搜索方式(line search strategy)。重建設備114還在有序子集同時代數的重建法(OS - SART)的實施過程中執行兩個主要的運算。即，重建設備114針對各子集N，為了生成計算上的投影數據而將圖像體再投影，為了重建更新圖像體而將所計測到的投影數據和計算上的投影數據的被歸一化后的差分反投影。更具體地，在重建設備114的一個實施方式中，通過使用系統矩陣的系數不被緩存的射線跟蹤法對圖像體進行再投影。另外，在重建設備114的一個實施方式中，對子集內的所有射線同時進行再投影。該處理以任意選擇的方式被并行地實施。在反投影中，在重建設備114的一個實施方式中，出于生成期望的更新圖像體的目的，為了對子集內的所有被歸一化的差分投影數據進行反投影，使用像素驅動(pixel-driven)法。為了生成圖像體，重建設備114對子集內的所有射線總和(S卩，差分投影數據)進行反投影，因此該運算也以任意選擇的方式被并行地實施。為了完成單一的OS - SART步驟，上述運算被應用于所有子集N。此外，AWAD以任意選擇的方式被組合。在重建設備114的另一實施方式中，其他各種軟件構成要素和硬件構成要素對投影數據執行規定的解析重建處理。根據本實施方式，CT裝置的重建設備114使用規定的濾波修正反投影(FBP)法有利地重建圖像體。上述和其他實施方式以任意選擇的方式被包含在被所附的權利要求書更詳細地記載的范圍內。本實施方式除上述的構成要素以外，還包括用于執行多標度重建函數的各種其他的軟件模塊和硬件構成要素。根據本實施方式，CT裝置的多標度設備117使用規定的較細的3D網格有利地執行用于從原圖像中擴大期望的關心區域(ROI)的多標度重建函數。根據本實施方式的其他方式，在多標度設備117的一個實施方式中，通過使用將要減小的網格尺寸或將要減小的攝像視野(FOV)尺寸來反復重建圖像的規定數目的連續多標度步驟，實現ROI的期望的縮放。換言之，在該實施方式中，在迭代多標度重建中利用所嵌套的3D網格的規定的集合。由于圖像被連續地放大，因此圖像的細部以使最終的縮放圖像維持期望的細部的方式由連續變細的網格尺寸確定。根據本實施方式，多標度設備117通過僅使用一對粗網格和細網格對輸出圖像進行確定，來實現一個示例性的多標度重建。在一例中，粗網格是原(original)攝像視野(F0V)，細網格是期望的縮放或關心區域(R0I)。通過使用細網格尺寸將插值圖像和詳細圖像合成來重建圖像，合成得到的輸出數據作為期望的最終的輸出圖像被輸出。在特定的狀況下，為了重建期望的最終輸出圖像，根據需要執行以下的反復處理。根據本實施方式的另一方式，多標度設備117通過將輸出數據與規定數目的將要減少的網格尺寸組合并反復使用來實現一個示例性的標度重建。在網格尺寸的各標度下，通過將插值圖像和詳細圖像合成來重建圖像，合成得到的輸出數據作為用于確定反復處理中的插值圖像和詳細圖像的下 一實例(instance)的基準圖像使用。在使用網格尺寸的規定的集合的最后的標度的、上述的反復處理結束時獲得期望的最終的輸出圖像。嚴格來說，反復是在使用來自原圖像的粗網格和細網格的下一最初的重建之后開始的。在本實施方式中，多標度設備117經由數據/控制總線以可動作的方式與其他軟件模塊和/或存儲設備112、重建設備114、顯示設備116、以及輸入設備115等系統構成要素連接。在該方面，在本實施方式中，多標度設備117是單獨的，而不一定必須執行多標度函數和/或與其相關的任務。而且，在本實施方式的替代實施方式中，多標度設備117以任意選擇的方式是重建設備114等其他的設備的一部分。接下來，參照圖2，該流程圖示出了本實施方式中與多標度重建處理相關的步驟。在特定的狀況下，重建圖像的一部分以任意選擇的方式被縮放到規定的尺寸。該期望的部分通常是關心區域(R0I)。為了實現圖像的上述縮放，最初，在步驟SlOO中，基于ROI的尺寸和期望的縮放圖像的尺寸來選擇標度。一個示例性標度基于粗網格尺寸或與粗網格體(volume)相關的細網格尺寸或細網格體被確定。在確定標度時，關于特定種類的數據，存在著在步驟SlOO中需要考慮的其他的因素。在對本實施方式中的多標度重建處理的步驟進行說明時，運算用公式的形式表示。在這些公式中，上述的標度由 作為粗網格和細網格這兩個3D網格xi，k的下標使用的參數k = 0和I表示。參數k決定網格的間距尺寸,索引i在網格上的所有的點上附加索弓I。網格xi，0是具有與整個攝像視野相對應的第一間距尺寸的粗網格，較細的網格xi，I是具有與期望的被縮放后的攝像視野相對應的第二間距尺寸的細網格。在網格中，第二間距尺寸比第一間距尺寸小，但兩個網格具有相同數目的像素。在k = 0和I時的兩個網格中，在示例的多標度重建處理中，最初，從原計測數據(originalmeasure data)式Ir 按照由式(I)表示的規定的重建法RECONl在粗網格xi, 0上重建整個圖像體f0。式2f0(xi,0) = RECONl[rP](I)在此，粗網格尺寸或粗網格體xi，0與整個攝像視野或原攝像視野相對應。根據一個示例性的處理，總體迭代重建(TVIR)算法等的重建法RECONl是反復的，總體迭代重建(TVIR)算法等的重建法RECONl對投影數據執行有序子集同時代數的重建法(OS — SART)步驟等同時代數的重建法和TV最小化步驟等的調整。根據另一示例性處理，重建法RECONl以任意選擇的方式是濾波修正反投影(FBP)法等規定的解析重建處理。再次使用k = 0和I時的兩個網格的一例，對于圖像體，在步驟SllO中，為了獲得插值后的圖像體，式3f0(xifi)根據之前確定的整個圖像體f0 (xi, 0)，在細網格體積xi，I上對該圖像體進行插值。在下式(2.1)中，在標度k = I時，獲得細網格體xi，I。式4B0(Xj^1) = INTPLf0(Xif0)p I)在此，INTPL是三線性插值(trilinear interpolation)等規定的插值法。在步驟S120中，為了獲得式(2. 2)所示的投影的新集合，式5
p°之前重建的整個圖像體f0被進行正投影。式6p° = FP j[f0]onFPJ是規定的正投影法。被進行了再投影的整個投影數據式7p°包含若干追加信息，并且與原計測數據式8r 不同。在步驟S130中，之前被進行了再投影的整個投影數據，式9Pj為了獲得式(2. 3)所示的差分，式11r|從原計測數據式10r 中減去該整個投影數據。在某種意義上，在步驟S130中，包含縮放圖像的某一程度的細部的若干數據被分離。式12i4 = r - p (2.3)在此，差分式13r|表示整個圖像體的噪聲和詳細圖像信息兩者。一般地，噪聲由于物理上的像素尺寸的差和/或由系統的光學部件引起的模糊(blur)產生。而且，較大的差分將在端部區域中被觀察到。再次使用k = 0和I時的兩個規定的網格的一例時，在步驟S140中的示例性多標度重建處理中，接下來，根據式(2.3)之前確定的差分式14r|
按照由式(2. 4)表示的規定的重建法REC0N2，在與期望的被縮放后的攝像視野相對應的更細的網格xi，I上重建詳細體gl。式I5gi (Xifl) = RECOMr]1](2.4)在此，規定的重建法REC0N2是與規定的重建法RECONl獨立的。根據一個示例性處理，總體迭代重建(TVIR)算法等重建法REC0N2是反復的，總體迭代重建(TVIR)算法等的重建法REC0N2對投影數據執行有序子集同時代數的重建法(OS - SART)步驟等同時代數的重建法和TV最小化步驟等的調整。根據另一示例性處理，重建法REC0N2以任意選擇的方式是濾波修正反投影(FBP)法等規定的解析重建處理。在兩個規定的粗網格和細網格的例子中，在步驟S150中的示例性多標度重建處理中，接下來，為了以式(2.5)所限定的k= I的標度獲得期望的被縮放后的輸出圖像fl，將式(2. 4)所限定的較細的網格xi，I上的上述的詳細體積gl和式(2.1)所限定的細網格體積xi，I上的被插值后的圖像體式I6f0合成。式17fl(Xifl) = f k(xi,l) + gi(xi,l)P 5)當然，與式(I) 至(2. 5)相關的上述步驟以任意選擇的方式以規定的逐次形式至少部分地并行地或者這兩者相組合地被執行。在任一情況下，根據本實施方式的示例性處理不一定必須限于特定的順序的步驟、特定的方式、或特定的方法。而且，為了提高縮放圖像的畫質，上述的示例性多標度重建法以任意選擇地包含追加的步驟的方式被擴充。在本實施方式的多標度重建的另一實施方式中，在最終的輸出圖像被生成之前，詳細圖像以任意選擇的方式在各個不同的標度中被反復。取代使用一對粗網格和細網格，在任意選擇的步驟中，使用尺寸不同且包含用于期望的縮放圖像的最終網格尺寸的若干個被嵌套的3D網格構成的集合。例如，在必須重建80毫米(mm)的攝像視野(FOV)的情況下，根據本實施方式，在一個實施方式中的多標度重建處理中，在與320mm的關心區域(ROI)接連地重建160mm的ROI之后，最終重建80mm的ROK這些ROI的中心都位于相同的位置。因此，標度使用作為由若干個被嵌套的3D網格構成的集合xi，k的下標使用的參數k表示。參數k決定網格的間距尺寸，索引i在網格上的所有的點上附加索引。網格xi，0是與整個攝像視野相對應的最粗的網格。隨著k増加，網格變細。在本實施方式中的多標度重建處理的任意選擇的步驟中，為了在多標度重建步驟中獲得最終的縮放圖像，輸出圖像被反復地處理。使用以規定的逐次形式的從320mm的ROI的重建獲得80mm的FOV的上述的例子時，在被嵌套的3D網格xi，k，標度k位于0至2的范圍。參照圖2所示的流程圖，在步驟S160中，確定是否應該使用不同的標度執行追加的步驟。在被確定為不應該使用追加的標度執行步驟的情況下，在本實施方式的多標度重建處理中，在步驟S180中，以式(2. 5)所規定的k = I的標度輸出期望的被縮放后的輸出圖像fl。另一方面，在步驟S160中，在被確定為應該以追加的標度執行進一步的步驟的情況下，根據本實施方式的多標度重建處理通過將參數k的值增I而進行到具有其次小的間距尺寸的網格被選擇的步驟S170，進而進行到步驟S110。同時，在步驟S170中，為了進行放大，規定的多個ROI中的較小的ROI也被選擇。這是用于生成本實施方式的多標度重建處理的下一實例的反復處理的開始。在標度k = 2時,在最初的反復實例中，使用k = I時得到的gk (xi，k)以及fk(xi,k)的上述值。之后，在規定數目的反復處理結束之前，在反復過程中，之前的實例的值在下一實例中被使用。在k = 2時的步驟SllO的下一實例中，對于圖像體，在步驟SI 10中，為了獲得插值后的圖像體，式I8fk(xi/k+l)根據之前確定的整個圖像體fk (xi, k)在其次細的網格體xi，k+1上對該圖像體進行插值。在下式(3.1)中，在標度k = 2時，獲得細網格體xi，k+1。式19fk(xi,k+l) = INTPLfk(Xifk)(3.1)在此，INTPL是三線性插值等規定的插值法。在步驟S120的下一實例中，為了獲得用于式(3. 2)所示的詳細圖像體的投影的新
隹A
: 口，式20Pj之前重建的詳細圖像體gk被進行正投影。式21Pj = FP J[gk](3.2)FPJ是規定的正投影法。被進行了再投影的投影數據式22Pj包含若干追加信息，并且與之前確定的差分式23Ijc不同。在步驟S130的下一實例中，之前被進行了再投影的整個投影數據式24Pj從之前確定的差分式25
中被減去，獲得式(3. 3)所示的差分。式26r^"1"1在某種意義上，在步驟S130中，包含縮放圖像的某一程度的細部的若干數據被分離。式27r]k+1 = — p|(3.3)在此，差分式28號+1表示詳細圖像體的噪聲和詳細圖像信息兩者。一般地，噪聲由于物理上的像素尺寸的差和/或由系統的光學部件引起的模糊產生。而且，較大的差分將在端部區域中被觀察到。再次使用k = k + I時的兩個規定的網格的一例，在步驟S140的下一實例中的示例性多標度重建處理中，接下來，按照由式(3. 4)表示的規定的重建法REC0N2從式(3. 3)之前確定的差分式29
k + 1在與期望的被縮放后的攝像視野相對應的較細的網格xi，k+1上重建詳細體積gk+l0式30gk+l(xi,k+l) = REC0N2[r^+1](3 4)在此，規定的重建法REC0N2是與規定的重建法RECONl獨立的。根據一個示例性處理，總體迭代重建(TVIR)算法等的重建法REC0N2是反復的，總體迭代重建(TVIR)算法等的重建法REC0N2對投影數據執行有序子集同時代數的重建法(OS - SART)步驟等同時代數的重建法和TV最小化步驟等的調整。根據另一示例性處理，重建法REC0N2以任意選擇的方式是濾波修正反投影(FBP)法等規定的解析重建處理。在任意選擇的多個細網格的例子中，在步驟S150的下一實例中的示例性多標度重建處理中，接下來，為了以式(3. 5)所規定的k = k+ I的標度獲得期望的被縮放后的輸出圖像fk+1，將式(3. 4)所規定的較細的網格xi，k+1上的上述的詳細體gk+1和式(3.1)所規定的細網格體xi，k+1上的被插值后的圖像體式31

fk合成。式32fk+l(xifk+i) = fk(xifk+1) + gk+1(xi k+1) (3.5)當然，上述的步驟以任意選擇的方式以規定的逐次形式至少部分上并行地或者這兩者相組合地被執行。在任一情況下，為了實施本實施方式，根據本實施方式的示例性處理在反復過程中不一定必須限于特定的順序的步驟、特定的方式、或特定的方法。在步驟S160的下一實例中，再次確定是否應該使用不同的標度執行追加的步驟。在被確定為不應該使用追加的標度執行步驟的情況下，在本實施方式的多標度重建處理中，在步驟S180中，以式(3. 5)所限定的k = k + I的標度輸出期望的被縮放后的輸出圖像fk+1。另一方面，在步驟S160中，在被確定為應該以追加的標度執行進一步的步驟的情況下，根據本實施方式的多標度重建處理通過將參數k的值增I而進行到具有其次小的尺寸的網格被選擇的步驟S170，進而進行到步驟S110。這是用于生成根據本實施方式的多標度重建處理的追加的實例的反復處理的下一實例的開始。接下來參照圖3，圖3示出了被嵌套后的ROI的規定的集合、以及與該集合相對應的、尺寸不同且包含相對于期望的縮放圖像的最終的網格尺寸的3D網格。圖3 (a)示出了由包含作為攝像視野(FOV)的R0I0、較小的關心區域R0I1、以及最終的期望的關心區域ROI2或最小的關心區域R0I2的三個ROI構成的規定的集合。圖3 (b)示出了由包含作為原網格的G0、較小的網格Gl、以及最小的網格G2的三個被嵌套后的網格構成的規定的集合。這些網格GO、Gl、以及G2的各自的尺寸具有相同數目的像素，網格尺寸通過多標度重建處理被保持固定。例如，網格尺寸是512x512。因此，隨著通過多標度重建處理使網格的索引從GO增加到G1、從Gl增加到G2，網格的間隔或間距變小。一般地，網格的間隔或間距被限定為“R0I尺寸/網格尺寸”。例如，在必須重建40毫米(mm)的攝像視野(FOV)的最終的R0I2的情況下，在一個實施方式中的多標度重建處理中，使用原網格GO進行重建從而生成160_的關心區域(R0I)。接下來，在多標度重建處理中，在使用第二網格Gl生成80mm的ROIl之后，使用第三網格G3重建40mm的ROI。這些ROI和網格的中心都位于相同的位置。因此，標度使用作為由若干被嵌套的3D網格構成的集合的下標使用的參數k表示。參數k決定網格的間距尺寸，索引i在網格上的所有的點上附加索引。在上述的例子中，在生成網格的集合時，網格的尺寸減小至該尺寸的二分之一。本實施方式也不限于任意的特定的減少方式。接下來參照圖4 (a)和圖4 (b)，圖4 (a)和圖4 (b)示出了根據本實施方式的一個比較例中的多標度重建的效果。圖4 (a)示出了使用根據現有技術的方法被縮放后肺的圖像。圖4 (b)示出了使用根據本實施方式的多標度反復重建法被縮放后的同一肺的圖像。在多標度反復重建法中，利用了達20次反復的OS — SART以及500mm至320mm的由兩個步驟構成的多標度重建。接下來參照圖5，圖中示出了橫穿肺血管計測到的線輪廓。X軸表示圖像的像素坐標，y軸是相應的HU值。而且，IOLD表示兩個網格的方法(IROO)或現有技術的舊IR。另一方面，INEW表示兩個步驟的方法(IROl)或根據本實施方式的多標度迭代重建法的新IR。線輪廓橫穿肺血管計測得到，圖中示出了通過根據本實施方式的多標度迭代重建法使得血管的辨認性得到提高。即，根據本實施方式涉及的X射線計算機斷層攝像裝置，例如，如圖6所示，在進行迭代重建處理的情況下，通過重建經由攝像獲得的原數據10來生成重建圖像11，并通過對重建圖像11進行FPJ處理來生成再投影數據12。通過使用了原數據10和再投影數據12的差分13來生成差分數據15，并通過重建該差分數據15來生成包含清晰的成分和模糊的成分的詳細圖像16。另一方面，通過放大和補充重建圖像11上的關心區域來生成包含模糊的插值圖像14。通過執行使用了包含清晰的成分和模糊的成分的詳細圖像16和包含模糊的插值圖像14的相加處理17，模糊成分被抵消，從而能夠生成包含清晰的成分的高精密的輸出圖像18。通過一邊改變關心區域的尺寸一邊逐次反復地執行上述的處理，能夠執行多標度重建，并且能夠生成高精密的輸出圖像。此外，在上述的本實施方式中，以X射線計算機斷層攝像裝置為例進行了說明。但是，不限于該例，例如，也可以使用通過X射線計算機斷層攝像裝置得到的原數據、使用醫用圖像處理裝置(醫用工作臺)來實現本實施方式涉及的方法。本發明的多個特征和優點與本發明的構造和功能的細節一起被記載在前述的說明中，但本公開僅是示例，而且，對于細節特別是部件的形狀、大小、及構成、以及軟件、硬件、或者這兩者組合時的實施方式，能夠實施變更，但應該理解的是，這種變更被包含在由描述所附權利要求書的用語 的廣泛的一般意思最大程度限定的本發明的原理內。
權利要求
1.一種X射線計算機斷層攝像裝置，其特征在于，包括 向被檢體照射X射線束的X射線照射單元； 由多個檢測元件檢測透過了所述被檢體的X射線束的檢測單元； 使用基于所述檢測單元的輸出的原數據重建第一圖像的重建單元； 根據所述第一圖像生成第一再投影數據的再投影數據生成單元； 根據所述原數據和所述第一再投影數據生成第一差分數據的差分數據生成單元；使用所述第一圖像中的關心區域的圖像生成與所述關心區域相關的第一插值圖像的插值圖像生成單元；以及 將在所述重建單元中通過利用了所述第一差分數據的重建而獲得的第一詳細圖像、和所述第一詳細圖像進行合成從而生成第一輸出圖像的圖像生成單元。
2.根據權利要求1所述的X射線計算機斷層攝像裝置，其特征在于， 所述再投影數據生成單元根據所述第一詳細圖像生成第二再投影， 所述差分數據生成單元根據所述第一差分數據和所述第二再投影數據生成第二差分數據， 所述插值圖像生成單元使用所述第一輸出圖像中的所述關心區域的圖像生成與所述關心區域相關的第二插值圖像， 所述圖像生成單元，將在所述重建單元中通過利用了所述第二差分數據的至少一部分的重建而獲得的第二詳細圖像、和所述第二插值圖像進行合成，從而生成第二輸出圖像。
3.根據權利要求1所述的X射線計算機斷層攝像裝置，其特征在于， 所述再投影數據生成單元根據所述第k詳細圖像生成第k +1再投影，其中，k為大于等于2的自然數， 所述差分數據生成單元根據所述第k差分數據和所述第k +1再投影數據生成第k +1差分數據， 所述插值圖像生成單元使用所述第k輸出圖像中的所述關心區域的圖像生成與所述關心區域相關的第k + 1插值圖像， 所述圖像生成單元，將在所述重建單元中通過利用了所述第k + 1差分數據的至少一部分的重建而獲得的第k + 1詳細圖像、和所述第k + 1插值圖像進行合成，從而生成第k + 1輸出圖像， 所述再投影數據生成單元、所述差分數據生成單元、以及所述圖像生成單元分別反復執行直到k = n，其中n為大于等于3的期望的自然數。
4.根據權利要求2或3所述的X射線計算機斷層攝像裝置，其特征在于， 在所述各反復中，所述關心區域的尺寸減小規定的比例。
5.根據權利要求1至4中任一項所述的X射線計算機斷層攝像裝置，其特征在于， 所述重建單元使用解析重建法和迭代重建法的組合來重建所述第一圖像和所述第一詳細圖像。
6.根據權利要求1至4中任一項所述的X射線計算機斷層攝像裝置，其特征在于， 所述重建單元使用解析重建法或迭代重建法的任一個來重建第二詳細圖像和第k + 1詳細圖像。
7.一種醫用圖像處理裝置，其特征在于，包括使用利用X射線計算機斷層攝像裝置獲得的原數據重建第一圖像的重建單元； 根據所述第一圖像生成第一再投影數據的再投影數據生成單元； 根據所述原數據和所述第一再投影數據生成第一差分數據的差分數據生成單元；使用所述第一圖像中的關心區域的圖像生成與所述關心區域相關的第一插值圖像的插值圖像生成單元；以及 將在所述重建單元中通過使用了所述第一差分數據的重建而獲得的第一詳細圖像、和所述第一詳細圖像進行合成從而生成第一輸出圖像的圖像生成單元。
8.根據權利要求7所述的醫用圖像處理裝置，其特征在于， 所述再投影數據生成單元根據所述第一詳細圖像生成第二再投影， 所述差分數據生成單元根據所述第一差分數據和所述第二再投影數據生成第二差分數據， 所述插值圖像生成單元使用所述第一輸出圖像中的所述關心區域的圖像生成與所述關心區域相關的第二插值圖像， 所述圖像生成單元，將在所述重建單元中通過利用了所述第二差分數據的至少一部分的重建而獲得的第二詳細圖像、和所述第二插值圖像進行合成，從而生成第二輸出圖像。
9.根據權利要求7所述的醫用圖像處理裝置，其特征在于， 所述再投影數據生成單元根據所述第k詳細圖像生成第k +I再投影，其中，k為大于等于2的自然數， 所述差分數據生成單元根據所述第k差分數據和所述第k +I再投影數據生成第k +I差分數據， 所述插值圖像生成單元使用所述第k輸出圖像中的所述關心區域的圖像生成與所述關心區域相關的第k + I插值圖像， 所述圖像生成單元，將在所述重建單元中通過利用了所述第k + I差分數據的至少一部分的重建而獲得的第k + I詳細圖像、和所述第k + I插值圖像進行合成，從而生成第k + I輸出圖像， 所述再投影數據生成單元、所述差分數據生成單元、以及所述圖像生成單元分別反復執行直到k = n，其中，n為大于等于3的期望的自然數。
10.根據權利要求8或9所述的醫用圖像處理裝置，其特征在于， 在所述各反復中，所述關心區域的尺寸減小規定的比例。
11.根據權利要求7至10中任一項所述的醫用圖像處理裝置，其特征在于， 所述重建單元使用解析重建法和迭代重建法的組合來重建所述第一圖像和所述第一詳細圖像。
12.根據權利要求7至10中任一項所述的醫用圖像處理裝置，其特征在于， 所述重建單元使用解析重建法或迭代重建法的任一個來重建第二詳細圖像和第k + I詳細圖像。
13.一種醫用圖像處理方法，其特征在于，包括以下步驟 使用利用X射線計算機斷層攝像裝置獲得的原數據重建第一圖像； 根據所述第一圖像生成第一再投影數據； 根據所述原數據和所述第一再投影數據生成第一差分數據；使用所述第一圖像中的關心區域的圖像生成與所述關心區域相關的第一插值圖像；以及 將通過使用了所述第一差分數據的重建而獲得的第一詳細圖像、和所述第一詳細圖像進行合成，從而生成第一輸出圖像。
全文摘要
本發明提供不僅可利用迭代重建法還可利用解析重建法的多標度重建的方法。一種X射線計算機斷層攝像裝置，使用利用X射線計算機斷層攝像裝置獲得的原數據重建第一圖像；根據第一圖像生成第一再投影數據；根據原數據和第一再投影數據生成第一差分數據；使用第一圖像中的關心區域的圖像生成與關心區域相關的第一插值圖像；將通過使用了第一差分數據的重建而獲得的第一詳細圖像、和第一詳細圖像進行合成從而生成第一輸出圖像。
文檔編號A61B6/03GK103054600SQ201210400809
公開日2013年4月24日 申請日期2012年10月19日 優先權日2011年10月19日
發明者A·扎米亞京, M·P·迪努, D·史 申請人:株式會社東芝, 東芝醫療系統株式會社