CT成像的投影数据加权方法技术

目的在于提高对于CT成像系统的投影数据的加权的效果。实施方式的投影数据加权方法沿圆形轨道使用锥束收集投影数据。投影数据附加有按照权重函数wEGR(β、γ)所决定的权重，该权重函数wEGR(β、γ)根据用于心电同步重建(ECG)的函数uEGR(φ(β))的归一化被取得的。uEGR(φ(β))通过在n＝-NPI至n＝NPI(PI＝π)范围的uEGR(φ(βcn))的总和进行归一化。φ表示心跳相位，β表示视角，βcn表示相对视角，γ表示锥束的扇角。

【技术实现步骤摘要】
CT成像的投影数据加权方法
本专利技术的实施方式涉及CT成像系统的投影数据加权方法。
技术介绍
当检测器的列数增加、锥角增大时，重建算法增加其重要性。以往，使用移动不变的FBP类型(Katsevichalgorithm：Katsevich算法)的螺旋锥束算法。在其算法中，螺旋中只使用PI(π：半圈)大小的数据。即，如果将N(N＝1、3、...)作为表示螺旋的半圈的编号，则只使用N-PI窗口内的数据、即只使用第某个半圈大小的数据。在N-PI窗口的加权中存在以下所示的问题。由于不使用N-PI窗口外侧的测定数据，因此使被检体蒙受了不必要的辐射。并且，由于对N-PI窗口内的所有数据使用同一权重，因此算法不用说是噪声降低还示出了针对被检体的体动以及实测数据的不完整性的敏感性。结果，N-PI重建限制了螺距。例如，0.75-0.85范围的螺距对于采用3-PI窗口过快，1-PI窗口由于只使用一部分数据因此不适合。另一方面，二维扇束的冗长加权的优点是容易调整螺距，可以使螺距从0平滑地变为1。该算法对于被检体的体动以及实测数据的不完整性具有稳定性。即，在有体动时，需要根据体动调整稳定性。现有的研究对锥角的增大没有对应，并且不适合3D重建。
技术实现思路
目的在于提高对于CT成像系统的投影数据的加权的效果。本实施方式涉及的投影数据加权方法沿圆形轨道使用锥束收集投影数据。投影数据中附加有按照根据用于心电同步重建(EGR)的函数uEGR(φ(β))的归一化而取得的权重函数wEGR(β、γ)所决定的权重。uEGR(φ(β))利用在n＝-NPI至n＝NPI(PI＝π)范围的uEGR(φ(βcn))的总和进行归一化。φ表示心跳相位，β表示视角，βcn表示相对视角，γ表示锥束的扇角。附图说明图1为表示基于本实施方式的X射线计算机断层摄影装置的图。图2为表示基于本实施方式的使用了锥束的圆形数据收集中的坐标系的图。图3为表示权重参数σ的效果的图。图4A为表示体动映射的曲线图。图4B为表示归一化的体动映射的曲线图。图5A为表示图4B的归一化的体动映射的曲线图。图5B为表示与关于一个图像大小的视野范围的扇束对应的加权的曲线图。图5C表示结合了与归一化的体动映射的扇束对应的加权的曲线图。图6为表示关于与射线对应的体动映射的视野以及图像面的图。图7为表示基于本实施方式的与螺旋数据收集有关的锥束坐标系的图。图8A为表示扇束权重函数的一个例子的图。图8B为表示锥束权重函数的一个例子的图。图9为表示检测器相对于规定的平滑间隔的关系的图。图10为表示根据PI面上的测定差推定的体动的图。图11A为表示使用了无体动时的宽锥角的螺旋重建的结果的图。图11B为表示假定了某体动时的标准的螺旋心电同步段重建的结果的图。图11C为表示假定了与图11B相同的体动时的基于本实施方式的重建结果的图。图12A为表示标准的螺旋心电同步段重建的结果的图。图12B为表示基于本实施方式的螺旋心电同步段重建的结果的图。【符号说明】1...架台、2...旋转环、3...X射线源、4...X射线滤波器、5...二维排列型X射线检测器、6...床、7...高电压发生器、8...X射线控制器、9...架台/床控制器、10....系统控制器、11...数据收集装置、12...处理器单元、14...显示装置。具体实施方式以下，一边参照附图一边对本实施方式涉及的X射线计算机断层摄影装置的投影数据的加权方法进行说明。图1为表示本实施方式涉及的X射线计算机断层摄影装置的结构的图。本实施方式涉及的X射线计算机断层摄影装置(也称为投影数据测定系统)包括架台1。架台1具备X射线源3以及二维排列型X射线检测器5。X射线源3以及二维排列型X射线检测器5以隔着被检体相面对的方式搭载在旋转环2上。被检体被载置在床6的可移动床板上。一边床6以规定的速度沿旋转轴移动，一边旋转环2旋转。架台/床控制器9同步控制旋转环2的旋转与床6的滑动移动。在X射线源3对于被检体相对地在螺旋扫描方式下沿螺旋状的轨道或圆形轨道移动的期间内重复收集投影数据。从X射线源3产生并通过X射线滤波器4的X射线形成为锥束或大致锥状并照射至被检体。X射线控制器8向高电压发生器7供给触发信号。高电压发生器7接收触发信号，向X射线源3施加高电压。系统控制器10综合控制X射线控制器8以及架台/床控制器9，以使得在旋转旋转环2且床6移动的期间从X射线源3以固定间隔重复照射X射线。透过被检体的X射线由二维排列型X射线检测器5检测。X射线检测器5具有多个检测X射线的检测器元件。多个检测器元件排列成纵横(矩阵)状。典型的情况是，单个检测器元件构成一个通道。数据收集装置11按每一通道放大从二维排列型X射线检测器5输出的信号并将其转换为数字信号。由此，生成投影数据。处理器单元12对从数据收集装置11输出的投影数据实施各种处理。例如，处理器单元12实施数据采样、移动处理，并且实施包含滤波和逆投影处理等的重建处理。处理器单元12计算反映对各体素的X射线吸收的逆投影数据。在使用了锥束X射线的圆形扫描中，摄像区域(有效视野)表示以旋转轴为中心的半径R的圆柱体。处理器单元12在该摄像区域中定义多个体素(三维像素)，并决定各体素的逆投影数据。三维图像数据或断层图像数据根据逆投影数据被生成。显示装置14按照三维图像数据显示三维图像或断层图像。如后面所述的那样，处理器单元12在进行逆投影与重建之前，对投影数据进行加权。处理器单元12在进行逆投影与重建之前，对投影数据附加与体动相应的权重。与体动相应的加权(运动·加权)是为了使心脏以及肺部那样的存在运动的脏器图像化的重要任务。处理器单元12在逆投影与重建处理的前阶段，实施与体动相应的加权，并且还能够实施与锥束对应的权重(锥束·加权)。如众所周知的那样，在通过被检体的期间减少X射线光子束(射线)。并且，检测器元件(k)中的衰减强度I用以下式(1)来表示。在此，μ(x)是用于重建的衰减函数，I0k是通过μ(x)衰减前的X射线强度，即、表示在X射线管中产生并且通过X射线滤波器(楔形、蝴蝶结)的X射线强度。∫μ(x)dx表示沿线l的μ(x)的一次积分。数学上，μ(x)作为与多个线l对应的一次积分的集合被提供。因此，测定强度数据如式(2)所示可变形。X射线断层摄影的重建包含数据收集、数据处理以及数据重建3个步骤。在数据收集中，X射线强度数据在架台1的旋转期间，针对检测器5的每个检测器元件，并且针对每个既定的角度的视野位置β来进行收集。检测器5积分能量(充电)或通过光子计数测定入射X射线束。并且，测定出的信号被转换为电信号。电信号从架台1的旋转部分经由滑环2转送至固定部分。在数据处理中，数据如式(2)所示，从测定出的X射线强度转换为与线积分对应的信号。并且，应用各种校正。例如，进行减弱散射现象的影响的处理、X射线束硬化、校正在检测器元件之间不均匀的应答函数的处理、降噪处理。根据算法，数据重建包含以下处理步骤的全部或一部分。例如，余弦加权是关于扇角、锥角，利用×cos或1/cos来进行。另一典型步骤是与扇角、锥角、投影角、射线源的轨道坐标、检测器5的垂直坐标以及检测器5的水平坐标的任意组合有关的数据微分。更典型的步骤是对数据附加权重函数w的处理。其本文档来自技高网...

【技术保护点】

【技术特征摘要】
2010.10.13 US 12/903,5081.一种投影数据加权方法，其特征在于：沿圆形轨道使用锥束收集投影数据，按照根据用于心电同步重建EGR的函数uEGR(φ(β))的归一化取得的权重函数wEGR(β、γ)，决定对于上述投影数据的权重，上述uEGR(φ(β))利用n＝-NPI至n＝NPI范围的uEGR(φ(βcn))的总和进行归一化，φ表示心跳相位，β表示视角，βcn表示相对视角，PI＝π，上述uEGR(φ(β))根据来定义，假设在心跳相位φ0重建切片，σEGR为经验法则上的参数，对于各个上述投影数据，利用根据上述wEGR(β、γ)所决定的权重进行加权，上述γ表示上述锥束的扇角，N是表示螺旋的半圈的编号。2.根据权利要求1所述的投影数据加权方法，其特征在于：当上述参数σEGR为小值时，基于上述函数uEGR(φ(β))进行的心电同步重建中使用的投影数据的心跳窗口变窄。3.根据权利要求1所述的投影数据加权方法，其特征在于：上述权重按照扇束FB+心电同步重建EGR权重函数wFB+EGR(β、γ)来决定，上述wFB+EGR(β、γ)基于上述EGR函数uEGR(φ(β))与扇束FB的函数uFB(β)，上述uEGR(φ(β))与上述uFB(β)的积利用在n＝-NPI至n＝NPI范围的uFB(βcn、γcn)与uEGR(φ(βcn))的积的总和进行归一化，βcn表示相对视角，γcn表示相对扇角，PI＝π，N是表示螺旋的半圈的编号。4.根据权利要求3所述的投影数据加权方法，其特征在于：上述uFB(β)根据

【专利技术属性】
技术研发人员：A·扎米亚京，江苏碧珊，中西知，
申请(专利权)人：株式会社东芝，东芝医疗系统株式会社，
类型：发明
国别省市：