CN101084830A

CN101084830A - X射线ct装置

Info

Publication number: CN101084830A
Application number: CN200710109912.2A
Authority: CN
Inventors: 乡野诚; 堀内哲也; 西出明彦; 萩原明
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2006-06-09
Filing date: 2007-06-11
Publication date: 2007-12-12
Also published as: JP4509971B2; JP2007325853A; DE102007026801A1; NL1033936A1; NL1033936C2; US20070286332A1; US7639776B2

Abstract

本发明的目的在于，即使当X射线自动曝光功能设定的X射线管电流值不在X射线管(21)可设定的X射线管电流值的标准范围内时，仍可以得到在图像质量上与以X射线自动曝光功能所设定的X射线管电流值执行扫描所得到断层摄影图像类似的断层摄影图像。通过X射线自动曝光功能来设定提供至X射线管(21)的X射线管电流值。其后，当X射线自动曝光功能设定的X射线管电流值不在X射线管可设定的X射线管电流值的标准范围内时，改变不在标准范围内的部分的X射线管电流值使其位于标准范围内，并且改变螺旋螺距的设定值以使其对应于改变之前X射线管电流值与改变后X射线管电流值之间的比值。

Description

X射线CT装置

技术领域

本发明涉及医学X射线CT(计算机断层摄影)装置，且涉及在传统扫描(轴向扫描)、电影扫描、螺旋扫描、螺距参数螺旋扫描或螺旋穿梭扫描时使用X射线自动曝光功能实现曝光降低、图像质量提高的X射线CT装置。

背景技术

迄今为止，具有多行(multi-row)X射线探测器或者具有以平板为代表的矩阵结构二维X射线区域探测器的X射线CT装置已经使用X射线自动曝光功能(对应于被称之为“自动毫安”的功能等)实现了曝光的降低和图像质量的提高(例如，参考日本未经审查的专利公开No.2001-178713)。

此处，术语“X射线自动曝光功能”称为自动设定对受检者(对应于放射位置)进行X射线照射的X射线管电流条件，以使得在z方向连续的断层摄影图像上以CT值的标准偏差为代表的图像质量特征值一致。

例如，X射线CT装置使得扫描时提供至X射线管的X射线管电流的设定值最优，以符合受检者的每个z方向位置处的截面区域(剖面区域)，并使得当拍摄时旋转数据采集***一次时刻，X射线管电流的设定值最优，以符合xy平面内受检者形状的宽高比或平整度，从而实现曝光的降低以及图像质量的提高。

具体地描述，在对受检者执行实际扫描之前对受检者执行探查(scout)扫描，从而成像或者拍摄与受检者的荧光透视(fluoroscopical)图像对应的探查图像。因此，中央处理单元基于所拍摄的探查图像计算并设定在各个位置提供给X射线管的各个管电流值，在所述各个位置处，当执行实际扫描时，将X射线分别施加在受检者的体轴方向和观察方向上，并检测透射穿过受检者的X射线从而得到X射线投影数据。此处，中央处理单元基于探查图像确定受检者的截面区域及其截面形状，以在执行实际扫描时适合于各个位置，从而得到受检者***处的X射线投影数据。随后，中央处理单元调节并设定各个位置处各个管电流的设定值，以适合于各个位置处确定的截面区域和截面形状。然后，将设定的管电流值提供至X射线管，并对受检者执行实际扫描以获得受检者的X射线投影数据。从而，基于所得到的投影数据对受检者的断层摄影图像进行图像重建。

图16(a)、16(b)、16(c)和16(d)分别示出了执行螺旋扫描时X射线管电流设定的改变。此处，水平轴指示z方向坐标，而垂直轴指示X射线管电流值。

在图16(a)中，将具有恒定值的X射线管电流提供至X射线管以当从z方向观察时成像或拍摄受检者的各个部分或者区域。在这种情况下，可能存在这样的情况，其中在截面区域中区段较小的情况下和受检者为儿童的情况下，出现了过量X射线曝光的情况。

因此，如图16(c)所示，基于探查图像确定各个z方向位置处的受检者的剖面区域，以将z方向上受检者的截面区域考虑在内。从而，基于所确定的剖面区域使X射线管电流的设定值最优，使得图像噪声(每个像素处的CT值标准偏差)在每个断层摄影图像处z方向上变得接近恒定。

附带说明，在这种情况下，通过在例如图14所示的输入屏幕上输入设定值，将每个断层摄影图像的图像噪声设定为噪声指数值。

受检者的截面是平的，所述截面不像圆形形状一样在垂直方向和水平方向长度相同，其宽高比是不同的。因此，当X射线管和多行X射线探测器的中心线布置在X轴方向附近时，在此处拍摄具有x轴方向长的椭圆形状截面的受检者，如图16(b)所示，同与所述椭圆形状具有相同面积的圆形形状的情况下所需的X射线管电流值相比，X射线管电流值设定得更大。反之，当X射线管和多行X射线探测器的中心线布置在y轴方向的附近时，同与所述椭圆形状具有相同面积的圆形形状的情况下所需的X射线管电流值相比，X射线管电流值设定得更小。因此，X射线管电流在对应于360°的视角内连续改变，藉此包含在每个观察方向上的X射线投影数据中的图像噪声在受检者的每个观察方向上接近恒定。

即，如图16(c)所示，在z方向上X射线管电流值被优化，并且如图16(b)所示，甚至xy平面内X射线管电流值也被优化，藉此设定X射线管电流值，所述X射线管电流值基于受检者x、y和z方向上的三维信息最优化，如图16(d)，从而实现了图像质量的提高。

然而，例如在受检者体积大、每个断层图像的切片厚度薄、扫描速度快或者噪声指数值小且要求较好图像质量等等的情况下，以上述方法设定每个X射线管电流值变得更大。因此，当在X射线CT装置中安装了热容量小且当长时间输出大X射线管电流时需要冷却的X射线管，或者安装了不能输出大X射线管电流的X射线管时，可能存在不适合设定X射线管电流值的情况。

因此，在这样的情况下，可能存在下面的情况，即其中上述X射线自动曝光功能不能实施其完整功能。

在包括多行X射线探测器或者以平板为代表的二维X射线区域探测器的X射线CT装置中，X射线不必要的曝光问题呈现更大增长的趋势。因此存在对于由X射线自动曝光功能而得到每个断层摄影图像的图像质量进行最优化的进一步需求。

因此，本发明的一个目标是提供X射线CT装置，即使在限制了管电流的情况下，所述装置可以不依赖于X射线管的管电流值约束来调节其它成像或者扫描条件参数，从而以X射线自动曝光功能实现与最优噪音标准值对应的断层图像的图像质量。

本发明的另一方面是提供一种X射线CT装置，所述装置向影响每个所拍摄断层摄影图像的多个成像或扫描条件参数分配优选级，并以基于优先级的顺序调节影响所拍摄断层摄影图像的多个参数，从而使得以X射线自动曝光功能实现最优的图像质量。

发明内容

根据第一方面的X射线CT装置，包括：X射线数据采集装置，用于通过执行扫描来采集X射线投影数据，所述X射线从X射线管照射至受检者，并且所述X射线透射穿过靠近X射线探测器的受检者，同时X射线管和X射线探测器相对，以使X射线管在沿着z方向(即体轴方向)延伸的方向轴上围绕受检者旋转；图像重建装置，用于对通过X射线数据采集装置采集到的X射线投影数据进行图像重建，以得到断层摄影图像；成像或扫描条件设定装置，用于将包括X射线管电流值的两种或者更多参数设定为用于获得断层摄影图像的条件，其中所述成像或者扫描条件设定装置包括设定装置，所述设定装置用于将除了X射线管电流值之外的参数中至少之一作为用于控制断层摄影图像的图像质量的参数，在至少部分照射区域内将所述除了X射线管电流值之外的参数中至少之一设定为与X射线照射位置对应的期望值。

在根据第一方面的X射线CT装置中，可以调节影响噪声指数值的成像或者扫描条件参数。因此，就可能实现满足在z方向连续的断层摄影图像的噪声指数值的图像质量。

根据第二方面，提供了一种X射线CT装置，其中，在第一方面所述的X射线CT装置中，在除了X射线管电流值之外的参数中至少之一被设定为与X射线照射位置对应的期望值的区域中，所述设定装置将X射线管电流值设定为恒定。

在根据第二方面的X射线CT装置中，即使在X射线管电流必须设定为恒定值时，也可以调节除了X射线管电流值之外影响噪声指数值的成像或扫描条件参数。因此，就可能实现满足在z方向连续的每个断层摄影图像的噪声指数值的图像质量。

根据第三方面，提供了一种X射线CT装置，其中，在第一或第二方面所述的X射线CT装置中，在除了X射线管电流值之外的参数中至少之一被设定为与X射线照射位置对应的期望值的区域中，所述设定装置将X射线管电流值设定为比优选调节的X射线管电流值更小，以便得到期望的图像质量特性。

在根据第三方面的X射线CT装置中，例如当每个X射线管电流值落在X射线管可设定的X射线管电流范围之外时，将X射线管电流值设置为比X射线管可设定的X射线管电流值小，基于成像或扫描条件设定装置设定的噪声指数值或者图像质量指数值由X射线自动曝光功能确定所述每个X射线管电流值，以使z方向上的图像质量恒定，并且可以调节除了X射线管电流值之外影响噪声指数值的每个成像或者扫描条件参数。因此，就可能实现满足在z方向连续的每个断层摄影图像的噪声指数值的图像质量。

根据第四方面，提供了一种X射线CT装置，其中，在第一或第二方面所述的X射线CT装置中，在除了X射线管电流值之外的参数中至少之一被设定为与X射线照射位置对应的期望值的区域中，所述设定装置将X射线管电流值设定成这样的值，所述值是由被设定为期望值的参数所携带的值。

在根据第四方面的X射线CT装置中，控制了除X射线管电流之外的每个参数，并且将每个X射线管电流值也设置为这样的值，所述值根据成像或扫描条件设定装置设定的噪声指数值或者图像质量指数值由X射线自动曝光功能而确定，以使得z方向上的图像质量恒定。因此，就可能实现满足在z方向连续的每个断层摄影图像的噪声指数值的图像质量。

根据第五方面，提供了一种X射线CT装置，其中在第一方面所述的X射线CT装置中，所述设定装置根据受检者在z方向上的行进速度，将除X射线管电流值之外的参数中至少之一设定为与X射线照射位置对应的期望值。

在根据第五方面的X射线CT装置中，例如在如螺旋扫描或者变螺距螺旋扫描的扫描期间，台的行进速度改变时，可以调节除X射线管电流值之外影响噪声指数值的每个成像或者扫描条件参数。因此，就可能实现满足在z方向连续的每个断层摄影图像的噪声指数值的图像质量。

根据第六方面，提供了一种X射线CT装置，其中，在第一至第五的任一方面所述的X射线CT装置中，所述除了X射线管电流值之外被设定为与X射线照射位置对应的期望值的参数包括：轴向扫描、摄影扫描或者螺旋扫描的受检者体轴方向上的坐标位置之间的距离。

在根据第六方面的X射线CT装置中，可以将受检者体轴方向的每个坐标位置(例如螺旋扫描时螺旋螺距)作为除了X射线管电流值之外的参数进行控制。因此，即使在X射线管电流值受到限制时，也可能实现满足在z方向连续的每个断层摄影图像的噪声指数值的图像质量。

根据第七方面，提供了一种X射线CT装置，其中所述除X射线管电流值之外被设定为与X射线照射位置对应的期望值的参数包括：用于在图像重建装置中使用的图像空间z方向滤波处理的参数。

在根据第七方面的X射线CT装置中，可以将每个用于在图像重建装置中使用的图像空间z方向滤波处理的参数作为除X射线管电流值之外的参数进行控制。因此，即使在X射线管电流值受到限制时，仍可能实现满足在z方向连续的每个断层摄影图像的噪声指数值的图像质量。

根据第八方面，提供了一种X射线CT装置，其中，在第一至第五的任一方面所述的X射线CT装置中，所述除了X射线管电流值之外被设定为与X射线照射位置对应的期望值的参数包括：用于在图像重建装置中使用的投影数据空间行方向滤波处理的参数。

在根据第八方面的X射线CT装置中，可以将每个用于在图像重建装置中使用的投影数据空间行方向滤波处理的参数作为除了X射线管电流值之外的参数进行控制。因此，即使在X射线管电流值受到限制时，仍可能实现满足在z方向连续的每个断层摄影图像的噪声指数值的图像质量。

根据第九方面，提供了一种X射线CT装置，其中，在第一至第五的任一方面所述的X射线CT装置中，所述除了X射线管电流值之外被设定为与X射线照射位置对应的期望值的参数包括：用于在图像重建装置中使用的投影数据空间通道方向滤波处理的参数。

在根据第九方面的X射线CT装置中，可以将每个用于在图像重建装置中使用的投影数据空间通道方向滤波处理的参数作为除X射线管电流值之外的参数进行控制。因此，即使在X射线管电流值受到限制时，仍可能实现满足在z方向连续的每个断层摄影图像的噪声指数值的图像质量。

根据第十方面，提供了一种X射线CT装置，其中所述除了X射线管电流值之外被设定为与X射线照射位置对应的期望值的参数包括：用于在图像重建装置中使用的投影数据空间视角方向滤波处理的参数。

在根据第十方面的X射线CT装置中，可以将每个用于在图像重建装置中使用的投影数据空间视角方向滤波处理的参数作为除X射线管电流值之外的参数进行控制。因此，即使在X射线管电流值受到限制时，仍可能实现满足在z方向连续的每个断层摄影图像的噪声指数值的图像质量。

根据第十一方面，提供了一种X射线CT装置，其中，在第一至第五的任一方面所述的X射线CT装置中，所述除了X射线管电流值之外被设定为与X射线照射位置对应的期望值的参数包括：在图像重建装置中使用的图像重建参数。

在根据第十一方面的X射线CT装置中，可以将在图像重建装置中使用的图像重建参数(例如在图像重建中使用的投影数据的量)作为除X射线管电流值之外的参数进行控制。因此，即使在X射线管电流值受到限制时，仍可能实现满足在z方向连续的每个断层摄影图像的噪声指数值的图像质量。

根据第十二方面，提供了一种X射线CT装置，其中，在第一至第十一的任一方面所述的X射线CT装置中，使用在所述设定装置中所分配的优先级，对两个或更多参数中所述被设定为与X射线照射位置对应的期望值的参数进行设定。

在根据第十二方面的X射线CT装置中，可以使用分配给它的属性来调整除X射线管电流值之外的参数。因此，就可能避免因X射线管电流值的约束而引起的噪声指数值的降低，并适应于噪声指数值的更广范围。

根据第十三方面，提供了一种X射线CT装置，其中，在第一至第十二的任一方面所述的X射线CT装置中，所述成像或扫描条件设定装置还包括用于设定的装置，用于将X射线管电流或者其它参数设定为已经考虑了断层摄影图像平面大小的期望值。

在根据第十三方面的X射线CT装置中，由于X射线管电流或者其它参数可以设置为已经考虑了断层摄影图像平面大小的期望值，因此得到了图像质量在z方向上得到维持的断层摄影图像。

根据第十四方面，提供了一种X射线CT装置，其中所述成像或扫描条件设定装置还包括用于设定的装置，用于将X射线管电流或者其它参数设定为这样的期望值，所述期望值使得所关心区域附近或者断层摄影图像平面中心附近的标准偏差恒定。

在根据第十四方面的X射线CT装置中，每个X射线管电流值或者其它参数都可以设置为这样的期望值，所述期望值使得所关心区域附近或者断层摄影图像平面中心附近的标准偏差为恒定。因此得到了图像质量在z方向上得到维持的断层摄影图像。

根据第十五方面，提供了一种X射线CT装置，其中，X射线扫描为变螺距螺旋扫描或者螺旋穿梭扫描。

在根据第十五方面的X射线CT装置中，以变螺距螺旋扫描或者螺旋穿梭扫描得到了图像质量在z方向上得到维持的断层摄影图像。

根据第十六方面，提供了一种X射线CT装置，其中，在第一至第十五的任一方面所述的X射线CT装置中，X射线扫描包括在受检者体轴方向上停止扫描的范围。

在根据第十六方面的X射线CT装置中，即使存在其中停止扫描的范围，但仍然可以控制图像质量以在z方向上维持恒定。因此就可能得到图像质量在z方向上得到维持的断层摄影图像。

根据第十七方面，提供了一种X射线CT装置，其中，在第一至第十六的任一方面所述的X射线CT装置中，还包括显示装置，用于显示受检者体轴方向上参数值的改变。

在根据第十七方面的X射线CT装置中，可以通过图表或者数值的改变来确认z方向上参数的改变。可以确认是否正在执行最优参数控制。

根据第十八方面，提供了一种X射线CT装置，其中，在第十七方面所述的X射线CT装置中，基于用于设定扫描条件的探查扫描的结果，计算所述与X射线照射位置对应的期望值，并且其中所述显示装置显示与探查扫描得到的受检者图像相关的参数值的改变。

在根据第十八方面的X射线CT装置中，可以通过图表显示以及确认与探查图像相关参数的改变来确认是否正在执行最优参数控制。

根据第十九方面，提供了一种X射线CT装置，其中，所述图像重建装置包括用于对X射线探测器所探测的数据进行三维图像重建的装置。

在根据第十九方面的X射线CT装置中，通过执行三维图像重建处理可以得到在伪影方面不依赖于受检者体轴方向上每个坐标位置间隔的、螺旋螺距等降低更少且在z方向上图像质量得到保持的断层摄影图像。

根据第二十方面，提供了一种X射线CT装置，其中，在第十九方面所述的X射线CT装置中，所述图像重建装置包括用于对通过螺旋螺距为1或更小的一次或多次旋转得到的数据进行三维图像重建的装置。

在根据第二十方面的X射线CT装置中，当螺旋螺距为1或者更小时，通过使用由大于一次的旋转得到的数据来得到图像质量好的断层摄影图像。

根据本发明的X射线CT装置，即使在X射线管的管电流输出值受到限制的情况下，也可以不依赖于X射线管的管电流输出值的上限值，以X射线CT自动曝光功能实现每个断层摄影图像的图像质量总是满足最优噪声标准值。

同样根据本发明的X射线CT装置，为影响每个图像的多个参数分配优先级，并以基于优先级的顺序调整影响图像的多个参数，从而作为另一效果，使得可能以X射线CT自动曝光功能有效地实现最优图像质量。

即，根据本发明，可以提供能够提高图像质量的X射线CT装置。

附图说明

图1示出了根据本发明第一实施例的X射线CT装置的方框图；

图2示出了在xy平面观察时X射线发生器(X射线管)和多行X射线探测器的说明图；

图3示出了在yz平面观察时X射线发生器(X射线管)和多行X射线探测器的说明图；

图4示出了描述受检者成像流程的流程图；

图5示出了根据本发明第一实施例的X射线CT装置的图像重建示意操作的流程图；

图6示出了预处理的详情的流程图；

图7描述了三维图像重建处理的详情的流程图；

图8示出了其中以X射线穿透方向投影重建区域上的线的状态概念图；

图9示出了投影至X射线探测器平面上的线的概念图；

图10示出了其中投影数据Dr(view，x，y)被投影至重建区域的状态概念图；

图11示出了与重建区域上各个像素对应的反向投影像素数据D2的概念图；

图12示出了其中在所有视角上对应于像素将反向投影像素数据D2相加起来以得到反向投影数据D3的状态的图示；

图13示出了在X射线穿透方向上对圆形重建区域上的线条进行投影的状态概念图。

图14示出了X射线CT装置的成像或扫描条件输入屏幕的图示；

图15示出了三维MPR显示器和三维显示的说明实例的图示；

图16(a)示出了恒定的X射线管电流，图16(b)示出了xy平面内X射线管电流的改变；图16(c)示出了z方向X射线管电流的改变，图16(d)示出了xyz三维X射线管电流的改变；

图17(a)示出了X射线管的X射线管电流没有受到限制的情况，图17(b)示出了X射线管的X射线管电流受到限制的情况下每个螺旋螺距的改变；

图18示出了用于通过螺旋螺距或者投影数据空间通道方向滤波来弥补X射线管电流不足的X射线自动曝光功能的流程图；

图19(a)示出了包括受检者手臂和肺部区区域的断层摄影图像图示，图19(b)示出了通过通道方向滤波对X射线管电流值进行调整的图示；

图20示出了在变螺距螺旋扫描或者螺旋穿梭扫描时螺旋螺距、所使用数据的旋转次数以及X射线管电流之间的关系实例1的图示；

图21示出了在变螺距螺旋扫描或者螺旋穿梭扫描时螺旋螺距、所使用数据的旋转次数以及X射线管电流之间的关系实例2的图示；

图22示出了在变螺距螺旋扫描或者螺旋穿梭扫描时螺旋螺距、所使用数据的旋转次数以及X射线管电流之间的关系实例3的图示；

图23示出了考虑用于图像重建的数据量来确定X射线管电流的X射线自动曝光功能的图示。

具体实施方式

以下将通过在附图中所示的实施例进一步详细解释本发明。附带说明，本发明并不限于实施例或由实施例进行限定。

第一实施例

装置结构

如图1所示，示出了根据本发明第一实施例的X射线CT装置的结构方框图。

如图1所示，根据本实施例的X射线CT装置100装配有操作控制台1、成像或扫描台10以及扫描台架20。

如图1所示，操作控制台1包括：输入设备2，用于接收来自操作者的输入；中央处理单元3，用于执行数据处理，诸如预处理、图像重建处理、后处理等；数据采集缓冲器5，用于采集或收集由扫描台架2 0所采集的X射线探测器数据；监视器6，用于显示根据投影数据经图像重建得到断层摄影图像，所述投影数据通过对X射线探测器数据进行预处理获得；以及存储器或存储设备7，用于将程序、X射线探测器数据、投影数据和X射线断层摄影图像保存其中。在本实施例中，成像或拍摄条件从输入设备2输入并存储在存储设备7中。图14中示出了成像或扫描条件输入屏幕的实例。

如图1所示，扫描台10包括其上放置受检者的托架12，能将受检者拉出或推进扫描台架20的内径或孔径。托架12通过建在扫描台10内的马达在扫描台10上进行抬升或线性移动。

如图1所示，扫描台架20包括：X射线管21；X射线控制器22；准直器23；射束形成X射线滤波器28；多行X射线探测器2；DAS(数据采集***)25；旋转截面控制器26，用于控制X射线管21等使其围绕受检者的体轴旋转；调控控制器29，用于与操作控制台1和扫描台10交互控制信号等。此处，射束形成X射线滤波器28是这样构造的X射线滤波器，所述构造使得从指向旋转中心的X射线方向观察时厚度最薄，所述旋转中心对应于成像中心，而朝向其***部分厚度增加并能够进一步吸收X射线，如图2所示。因此，在本实施例中，其截面形状接近圆形或椭圆形的受检者身体表面能更少地暴露于辐射。通过扫描台架倾斜控制器27，当在z方向观察时，扫描台架20可向前或向后倾斜大约±30°。

X射线管21和多行X射线探测器24围绕旋转中心IC旋转，如图2所示。假设垂直方向是y方向，水平方向是x方向，而垂直于这两个方向的台和托架的行进方向是z方向，则X射线管21和多行X射线探测器24旋转所在的平面是xy平面。移动托架12的方向对应z方向。

图2和图3示出了当从xy平面或者yz平面观察时X射线管21和多行X射线探测器24的几何布置或布局的说明图。

如图2所示，X射线管21产生被称为锥形束CB的X射线射束。附带说明，当锥形束CB中央轴的方向平行于y方向时，定义为视角0°。当从z方向观察时，多行X射线探测器24具有对应于例如256行的X射线探测器行。当从通道方向观察时，每一X射线探测器行具有对应于例如1024个通道的X射线探测器通道。

如图2中所示，通过射束形成X射线滤波器28以这样的方式对从X射线管21的X射线焦点发射的X射线射束进行X射线剂量方面的空间控制，即，使得更多的X射线照射到重建区域或平面P的中心，更少的X射线照射到重建区域P的***部分。因此，X射线被位于重建区域P内部的受检者吸收，而通过多行X射线探测器24将透射穿过受检者的X射线采集为X射线探测器数据。

如图3所示，通过准直器23在断层摄影图像的切片厚度方向上控制从X射线管21的X射线焦点发射的X射线射束。即，以这样的方式控制X射线射束，使得X射线射束宽度在旋转中心轴IC处变为D。然后X射线被吸收到存在于旋转中心轴IC附近的受检者中，而通过多行X射线探测器24将透射穿过受检者的X射线采集为X射线探测器数据。

因此，通过应用X射线得到的投影数据从多行X射线探测器24输出至DAS 25，并由DAS 25进行A/D转换。然后，所述数据经由汇流环(slipring)30输入至数据采集缓冲器5。随后，根据存储设备7中所存储的对应程序由中央处理单元3处理输入到数据采集缓冲器5的数据，使得该数据被图像重建为断层摄影图像。其后，将断层摄影图像显示在监视器6的显示器屏幕上。

附带说明，X射线管21和X射线控制器22总是通过中央处理单元3的软件或X射线控制器22的软件，来管理直到此时输出的每个X射线输出历史对应的X射线管加载剂量。因此，X射线管21的可输出最大X射线输出条件时刻改变。以这样的方式通过这种X射线管加载管理功能来防护和保护X射线管21，使得不会出现X射线管21的毁坏。

操作概要

下面示出了X射线CT装置100的每个操作的概要。

图4示出了根据本实施例的X射线CT装置操作概要的流程图。

在步骤P1，将受检者首先放置在托架12上并执行其对准。

此处，将扫描台架20的切片光中心位置与放置在托架12上的受检者的每个区域参考点对准。

接着，如图4所示，在步骤P2执行探查图像采集。

此处，探查图像通常可以0°或90°视角进行拍摄。附带说明，根据每个区域，在例如头部的情况下，可仅拍摄或成像90°的探查图像。探查图像的拍摄细节将在后面进行详述。

接着如图4所示，在步骤P3设定成像或拍摄条件。

此处，通常在待拍摄的断层摄影图像的位置和尺寸正显示在探查图像上时，设置成像或者扫描条件。在这种情况下，可以显示与一次螺旋扫描、变螺距螺旋扫描、螺旋穿梭扫描、传统扫描(轴向扫描)或摄影扫描对应的整个X射线剂量信息。当将位于扫描台架20中的旋转部分的X射线数据采集***的旋转数目或者成像时间的设定值输入至如图14所示的监视器6上显示的用户界面时，可以在如图14所示监视器6上显示的用户界面处显示X剂量信息，所述X剂量信息与输入的受检者感兴趣区域中的旋转次数或与输入的时间对应。

附带说明，在本实施例中，使用所谓的自动曝光功能来设置成像或扫描条件。后面将描述由自动曝光功能执行的成像或扫描条件的设定。

接着如图4所示，在步骤P4执行断层摄影图像拍摄。

断层摄影图像拍摄的细节及其图像重建将在后面详细描述。

接着如图4所示，在步骤P5显示图像重建得到的断层摄影图像。

接着如图4所示，在步骤P6执行三维图像显示。

此处，将在z方向上连续拍摄的断层摄影图像定义为三维图像和三维显示图像，如图15所示。

作为三维图像显示的方法，如图15中所示，可以提出容积再现三维图像显示方法、MIP(最大强度投影)图像显示方法、MPR(多平面重组)图像显示方法以及三维再投影图像显示方法等。这些图像显示方法可根据诊断应用来正确使用。

通过自动曝光功能执行的成像或扫描条件设定

将要说明X射线CT装置在上述步骤P3中通过自动曝光功能设定成像或扫描条件时的操作。

在步骤P3的成像或扫描条件设定时若使用了自动曝光功能，中央处理单元3则计算各个z方向坐标位置处的剖面区域(截面区域)，以基于在上述步骤P2已经得到的大约0°方向(y轴方向)或者90°方向(x轴方向)的探查图像，在成像时得到受检者的X射线投影数据。然后，基于每个计算得到的剖面区域，将每个z方向坐标位置处的最优X射线管电流值设定为成像或者扫描条件。检测器6显示指示所设定的成像或扫描条件的图像。通过利用使用图表或数值的至少一种方法来显示X射线自动曝光功能参数中的z方向改变，以与探查图像对应。

图17(a)示出了X射线管的热容量足够大且对X射线管的管电流没有设定限制情况下的X射线管电流值和螺旋螺距的设定。此处，如图17(a)所示，形成平面以在螺旋螺距HP设定为1的条件下对例如受检者的区域1和区域2进行拍摄或成像，并在螺旋螺距HP设定为2的条件下拍摄受检者的区域3。然后，基于在90°方向观察时的探查图像，确定受检者的每个z方向坐标位置处的最优X射线管电流。在这种情况下，确定X射线管电流的设定值以对应于在z方向观察的剖面区域中的改变，如上述图16(c)所示。除上述之外，可以确定X射线管电流的设定值，以对应于受检者在xy平面内的X射线穿透路径的改变，如上述图16(b)所示。因此，当X射线管的热容量足够大且对于X射线管的管电流没有设定限制的情况下，通过调整X射线管电流的设定就足以得到最优成像或扫描条件。

然而，当如图17(b)所示，X射线管的热容量不够大且X射线管电流设定受到限制时，形成平面从而以值为1的螺旋螺距HP扫描受检者的区域1和区域2，以值为2的螺旋螺距HP2拍摄受检者的区域3。当基于在90°方向观看的探查图像，确定每个z方向坐标位置处的最优X射线管电流时，所述最优X射线管电流可能超过上述可以设定的X射线管电流的上限值。

在这种情况下，至今以X射线管电流的上限值执行扫描。因此，存在这样的情况，其中范围a内存在的图像在图像质量上降低，所述范围a是超出了在z方向观察时的X射线管电流上限值的范围。因此，在根据本发明的实施例中，在这种情况下，通过改变与图像质量相关的其它成像或扫描条件参数，阻止了图像质量的恶化。将由图17(b)中实线所指示的螺旋螺距HP被设定为2的位置改变为在图17(b)中虚线指示的范围a内的螺旋螺距HP3。在本实施例中，这样的方式阻止了图像质量的恶化。

假定如上所述将螺旋螺距设定为(HP3/HP2)倍，则从图像噪声的图像质量方面讲，X射线管电流转换时，已经考虑了螺旋螺距每单位时间单位z方向宽度的X射线管电流量成为几乎等效于将X射线管电流设定为(HP3/HP2)倍数。因此，如果螺旋螺距HP仅相对于图17(b)所示的范围a的部分改变为3，则即使在提供至X射线管21的X射线管电流相对较低，仍可得到同等的图像质量。在图17(b)中，通过相对于所确定的X射线管电流将螺旋螺距降低至HP3，待确定的X射线管电流可以降低至(HP3/HP2)倍。因此，即使当以可设定的范围扫描X射线管电流时，仍可以得到最优图像噪声的图像质量。当螺旋螺距没有降低时，可以通过与其它图像噪声改善装置对应的投影数据空间通道方向滤波环等，来实施图像噪声的改善。

通过自动曝光功率设定成像或者扫描条件的处理流程

下面将说明通过自动曝光功能设定成像或者扫描条件的处理流程。

图18示出了通过自动曝光功能设定成像或者扫描条件的处理的流程图。此处将说明使用螺旋螺距或者投影数据空间通道方向滤波来弥补X射线管电流不足的X射线自动曝光功能。

在步骤A1，根据图18中示出的探查图像确定每个z方向位置处的剖面区域，以得到每个z方向位置处最优的X射线管电流值。

接着在步骤A2，z＝zs，如图18所示。

此处，将z方向起始坐标定义为zs。即，在本步骤或者目前步骤，中央处理单元3以这样的方式执行数据处理，使得将每个z方向坐标位置设定为初始值，以便控制下面每个z方向坐标位置处的成像或扫描条件。

接着，在步骤A3，如图18所示确定是否能够输出z位置处的X射线管电流。如果确定能够执行其电流输出(如果发现答案为是)，那么处理流程进入步骤A4。如果确定不能执行其电流输出(如果发现答案为否)，则处理流程进入步骤A5。

此处，当要求X射线管在各个时刻的X射线管电流位于可输出X射线管电流范围内时，中央处理单元3确定可通过调控控制器29将X射线管电流的设定值从中央处理单元3输出至X射线控制器22。

另一方面，当要求X射线管在各个时刻的X射线管电流位于可输出的X射线管电流范围外时，中央处理单元3确定不能通过调控控制器29将X射线管电流的设定值从中央处理单元3输出至X射线控制器22。

在步骤A4，z＝z+Δz，如图18所示。

即，此处中央处理单元3以这样的方式执行数据处理，使得z方向坐标位置被设定为下面的z方向坐标位置。

在步骤A5，如图18所示，确定螺旋螺距是否可以减小或者降低。如果确定螺旋螺距可以降低(如果发现答案为是)，则处理流程进入步骤A6。如果确定螺旋螺距不能降低(如果发现答案为否)，则处理流程进入步骤A7。

具体描述，当扫描台10的台架12的z方向行进速度落在可控范围内时，中央处理单元3确定降低螺旋螺距。

另一方面，当扫描台10的台架的z方向行进速度落在不可控范围内时，中央处理单元3确定不能降低螺旋螺距。

在步骤A8，如图18所示，改变螺旋螺距。

此处，基于可以控制扫描台10的台架12的z方向行进速度的范围，中央处理单元3将初始设定的螺旋螺距改变并设定为与最小速度对应的另一螺旋螺距。

在步骤A7，如图18所示执行投影数据空间通道方向滤波。

此处，中央处理单元3对预处理的X射线投影数据或者对经过射束硬化校正的X射线投影数据执行投影数据空间通道方向滤波。附带说明，此处术语“投影数据空间通道方向滤波”具体称作在各行X射线投影数据上进行卷积的通道方向空间滤波处理。

在步骤A8，如图18所示确定是否z≥ze。如果z≥ze(如果发现答案为是)，则终止该处理。如果不满足z≥ze(如果发现答案为否)，则处理流程返回至步骤A3。然而，z方向结束坐标定义为ze。

根据上述处理流程，给予与图像噪声参数对应的每个X射线管电流参数以优先级。接着给予与每个螺旋扫描处的图像噪声参数对应的螺旋螺距以优先级。然后，给予与图像噪声参数对应的投影数据空间通道方向滤波以优先级，藉此可以实现最优的图像噪声。即，将优先级分配给多片图像噪声的参数以对其进行控制，藉此实现最优的图像噪声。产生的有益效果在于，可以通过以该方式在多个参数之间设定优先级并且基于优先级顺序地设定参数，进一步使得图像质量得到优化。

断层摄影图像拍摄和探查图像拍摄的操作概要

下面将示出执行断层摄影图像拍摄(图4的步骤P4)和探查图像拍摄(图4的步骤P2)的操作概要。

图5示出了根据本发明实施例的X射线CT装置100的断层摄影图像拍摄和探查图像拍摄操作概要的流程图。

如图5所示，在步骤S1首先执行数据采集。

此处，当通过螺旋扫描执行数据采集时，在正在线性移动放置于扫描台10上的托架12的同时，执行围绕受检者旋转X射线管21和多行X射线探测器24以及执行X射线探测器数据的数据采集的操作。然后，将台线性移动z方向坐标位置Ztable(view)加到由视角view、探测器行数j和通道数i表示的X射线探测器数据D0(view，j，i)中。当以这样的方式进行采集或收集X射线探测器数据的螺旋扫描时，执行恒定速度范围内的数据采集。

当通过变螺距螺旋扫描或螺旋穿梭扫描执行数据采集时，除在恒定速度范围内的数据采集外，即使在加速和减速时也可执行数据采集。

可将z方向坐标位置加到X射线投影数据上或作为另一文档将其与X射线投影数据关联起来。当在变螺距螺旋扫描时对X射线投影数据进行三维图像重建的情况下，使用z方向坐标位置的相关信息。通过在螺旋扫描、传统扫描(轴向扫描)或摄影扫描时利用上述信息，可实现每个图像重建的断层摄影图像精确度的提高及其图像质量上的提高。

可以使用扫描台10的托架12的位置控制数据用作z方向坐标位置。可选地，还可使用各个时刻的z方向坐标位置，所述位置能从成像或扫描条件设定时设定的成像操作中预测到。

在通过传统扫描(轴向扫描)或摄影扫描执行数据采集时，在正将放置在扫描台10上的托架12固定到给定的z方向位置上时，旋转一次或多次数据采集***，从而执行X射线探测器数据的数据采集。根据需要将托架12移到下一个z方向位置，其后再次旋转一次或多次该数据采集***以执行X射线探测器数据的数据采集。

在探查图像拍摄时，当正在线性移动放置在拍摄台10上的托架12时执行固定X射线管21和多行X射线探测器24的操作以及执行X射线探测器数据的数据采集的操作。

接着，在步骤S2，如图5所示执行预处理。

此处，对X射线探测器数据D0(view，j，i)执行预处理以将其转换成投影数据。如图6所示，预处理包括步骤S21的偏移校正、步骤S22的对数变换、步骤S23的X射线剂量校正以及步骤S24的灵敏度校正。

如果在探查图像拍摄时，显示预处理X射线探测器数据，在通道方向上的每个像素大小以及在z方向上的像素大小与监视器6显示器像素大小一致，则已经完成了作为相应探查图像的X射线探测器数据，所述z方向对应于托架线性移动方向。

接着，在步骤S3，执行如图5所示的射束硬化校正。

此处，对预处理投影数据D1(view，j，i)实施射束硬化校正。假设在步骤S3的射束硬化校正时，将在预处理S2经过灵敏度校正S24的投影数据定义为D1(view，j，i)，而将步骤S3的射束硬化校正后的数据定义为D11(view，j，i)，则射束硬化校正以例如下面公式(1)给出的多项式形式表示。

公式1

D11(view，j，i)＝D1(view，j，i)·(B0(j，i)+B1(j，i)·D1(view，j，i)+B2(j，i)·D1(view，j，i)²)

(1)

由于此时，可对探测器每j行执行独立的射束硬化校正，因此如果各个数据采集***的管电压在成像或扫描条件方面存在差异，则可校正每行探测器的X射线能量特征之间的差异。

接着，在步骤S4，如图5所示执行z滤波卷积处理。

此处，对经过射束硬化校正的投影数据D11(view，j，i)实施在z方向(行方向)上应用滤波的z滤波卷积处理。

即，在每一视角和每一数据采集***的预处理之后，经过射束硬化校正的多行X射线探测器的投影数据D11(view，j，i)(此处i＝1到CH而j＝1到ROW)在行方向上乘以滤波器，其中，例如在下面的公式(2)和(3)表示的这种行方向滤波大小为五行。另一方面，满足(公式3)。

公式2

(w1(i)，w2(i)，w3(i)，w4(i)，w5(i)) ......(2)

公式3

Σ_{k = 1}^{5} w_{k} (i) = 1 . . . . . . (3)

给出校正后的探测器数据D12(view，j，i)，如下面的公式4所示：

公式4

D 12 (view, j, i) = Σ_{k = 1}^{5} (D 11 (view, j + k - 3, j) \cdot w_{k} (j)) . . . . . . (4)

附带说明，假设通道最大值为CH，而行最大值是ROW，则建立下面的公式(5)和(6)。

公式5

D11(view，-1，i)＝D11(view，0，i)＝D11(view，1，i) ......(5)

公式6

D11(view，ROW，i)＝D11(view，ROW+1，i)＝D11(view，ROW+2，i)

......(6)

当每一通道的行方向滤波系数改变时，可根据与图像重建中心的距离来控制切片厚度。在断层摄影图像中，其***部分的切片厚度通常比其重建中心处更厚。因此，在中心和***部分改变行方向滤波系数，在中心通道邻近的宽度上很大地改变行方向滤波系数，而在***通道邻近的宽度上精细地改变行方向滤波系数，从而在***部分和图像重建中心部分处均使得切片厚度均匀。

通过以这样的方式控制多行X射线探测器24的中心和***通道处的行方向滤波系数，使得可以控制中心和***部分处的切片厚度。通过每一行方向滤波而稍微增厚切片厚度得到了伪影和噪声的很大改进。这样，还能控制伪影的改进程度和噪声的改进程度。也就是说，可以控制三维图像重建的断层摄影图像，即在Xy平面内的图像质量。除上述优势之外，通过使行方向(z方向)滤波系数经过反卷积滤波，还可实现具有薄切片厚度的断层摄影图像。

接着，如图5所示在步骤S5执行重建函数的卷积处理。

即，使得经过z滤波卷积处理的投影数据D12(view，j，i)经过傅立叶变换并乘以重建函数，随后进行反傅立叶变换。假设在重建函数卷积处理S5时，将z滤波卷积处理后的数据定义为D12，将进行重建函数卷积处理后的数据定义为D13，并将卷积重建函数定义为Kernel(j)，则该重建函数卷积处理可由下面给出的公式(7)表示。

公式7

D13(view，j，i)＝D12(view，j，i)*Kernel(j)

......(7)

也就是说，由于可对探测器每j行执行独立的重建函数卷积处理，因此重建函数Kernel(j)可校正每一行的噪声特征和分辨率特征中的差异。

接着，如图5所示，在步骤S6执行三维反向投影处理。

此处，对经过重建函数卷积处理的投影数据D13(view，j，i)实施三维反向投影处理，以确定反向投影数据D3(x，y，z)。在与垂直于z轴的平面对应的xy平面上对图像重建的图像进行三维图像重建。假设下面示出的重建区域或平面P平行于xy平面。三维反向投影处理以后将参考图5进行解释。

接着，如图5所示，在步骤S7执行后处理。

此处，对反向投影数据D3(x，y，z)实施包括图像滤波卷积、CT值转换等的后处理，以获得CT或断层摄影图像D31(x，y，z)。

假设在后处理的图像滤波卷积处理时，将进行三维反向投影后的断层摄影图像定义为D31(x，y，z)，将图像滤波卷积后的数据定义为D32(x，y，z)，而将在对应于断层摄影图像平面的xy平面上进行卷积的二维图像滤波器定义为Filter(z)，建立下面的公式(8)。

公式8

D32(x，y，z)＝D31(x，y，z)*Filter(z) ......(8)

即，由于可对探测器的每j行执行独立的图像滤波卷积处理，因此可校正每行的噪声特征以及分辨率特征中的差异。

可选地，在二维图像滤波卷积处理后可进行如下所示的图像空间z方向滤波卷积处理。该图像空间z方向滤波卷积处理可在二维图像滤波卷积处理之前执行。另外，可执行三维图像滤波卷积处理，以产生可同时享有二维图像滤波卷积处理和图像空间z方向滤波卷积处理这样的效果。

假设在图像空间z方向滤波卷积处理时，将经过图像空间z方向滤波卷积处理的断层摄影图像定义为D33(x，y，z)，并将经过二维图像滤波卷积处理的断层摄影图像定义为D32(x，y，z)，则建立下面的关系(公式9)。另一方面，v(i)为如下所示(公式10)的图像空间z方向滤波系数形式的系数行，其在z方向的宽度为21+1。

公式9

D 33 (x, y, z) = Σ_{i = - 1}^{l} D 32 (x, y, z + i) \cdot v (i) . . . . . . (9)

公式10

v(-l)，v(-l+1)，......v(-1)，v(0)，v(1)，......v(l-1)，v(l) (10)

在螺旋扫描时，图像空间滤波系数v(i)可以是独立于z方向位置的图像空间z方向滤波系数。然而，当特别使用了在z方向观察时探测器宽度较宽阔的二维X射线区域探测器24或多行X射线探测器24时，如果根据z方向上X射线探测器的行位置，给出图像空间z方向滤波系数v(i)作为每个图像空间z方向滤波系数，则当执行传统扫描(轴向扫描)或摄影扫描时，可以根据各个断层摄影图像的行位置使图像空间z方向滤波系数v(i)经过详细调节。因此，这种方式将更加有效。

在监视器6上显示了这样得到的断层摄影图像。

三维反向投影处理

下面示出了在X射线CT装置100操作时执行三维反向投影处理(图5中的S6)时的操作概要。

图7示出了三维反向投影处理(图5中的S6)的详情。

在本实施例中，待图像重建的图像在与垂直于z轴的平面对应的xy平面上进行三维图像重建。即，假设重建区域P平行于xy平面。

在步骤S61，注意首先放在断层摄影图像的图像重建需要的所有视角(即，对应360°的视角或对应“180°+扇形角”的视角)之一上。提取重建区域P内对应于各个像素的投影数据Dr。

此处，如图8(a)和8(b)所示，将平行于xy平面的512×512像素的方形区域假设为重建区域P。另外，取y＝0的平行于x轴的像素行L0、y＝63的像素行L63、y＝127的像素行L127、y＝191的像素行L191、y＝255的像素行L255、y＝319的像素行L319、y＝383的像素行L383、y＝447的像素行L447以及y＝511的像素行L511作为行。因此，如图9所示，如果提取线T0到T511上的投影数据，那么这些投影数据产生像素行L0到L511的投影数据Dr(view，x，y)，所述线T0到T511通过以X射线穿透方向将这些像素行L0到L511投影到多行X射线探测器24的平面上获得。而x和y对应断层摄影图像的各个像素(x，y)。

依据多行X射线探测器24、各个像素和X射线管21的X射线焦点的几何位置确定X射线透射穿透方向。然而，由于已知将X射线探测器数据D0(view，j，i)的z坐标z(view)加上X射线探测器数据作为台线性移动z方向位置Ztable(view)，因此即使在加速和减速时设定X射线探测器数据D0(view，j，i)的情况下，也可在X射线焦点和多行X射线探测器的数据采集几何***内精确确定X射线穿透方向。

附带说明，当从通道方向观察到一些线被设置在多行X射线探测器24外时，例如在通过以X射线穿透方向将像素行L0投影到多行X射线探测器24平面上所获得的线T0的情况下，将对应的投影数据Dr(view，x，y)设为“0”。当在z方向观察一些线被设置在多行X射线探测器24外面时，用外插法确定对应的投影数据Dr(view，x，y)。

这样，如图10所示，可提取对应于重建区域P的各个像素的投影数据Dr(view，x，y)。

接着如图7所示，在步骤S62，将投影数据Dr(view，x，y)乘以锥形束重建加权系数，以便产生如图11所示的投影数据D2(view，x，y)。

现在，锥形束重建加权函数w(i，j)如下所述。通常，在扇形束图像重建的情况下，当将view＝βa处连接X射线管21的焦点和重建区域P(xy平面)上的像素g(x，y)的线性直线与X射线射束的中心轴Bc所形成的角度假设为γ，而将其相对的视角假设为view＝βb时，它们的关系则通过下面给出的公式(11)表示。

公式11

βb＝βa+180°-2γ ......(11)

当分别将穿过重建区域P上的像素g(x，y)的X射线射束及其相对的X射线射束与重建平面P所形成的角度假设为αa和αb时，则将投影数据乘以取决于这些角度的锥形束重建加权系数ωa和ωb并相加在一起，从而确定反向投影像素数据D2(0，x，y)。在这样的情况下，以下面的公式(12)表示反向投影像素数据D2(0，x，y)。

公式12

D2(0，x，y)＝ωa·D2(0，x，y)_a+ωb·D2(0，x，y)_b

......(12)

此处D2(0，x，y)_a假定为视角βa的反向投影数据，而D2(0，x，y)_b假定为视角βb的反向投影数据。

附带说明，与彼此相对的射束对应的锥形束重建加权系数之和以如下公式(13)表示：

公式13

ωa+ωb＝1 ......(13)

上述以锥形束重建加权系数ωa和ωb相乘的相加能够降低锥角伪影。

例如，由下面公式确定的值可用作锥形束重建加权系数ωa和ωb。附带说明，ga指代视角βa的加权系数，而gb指代视角βb的加权系数。当假设扇形射束角度的1/2是γmax时，则建立由以下公式(14)到(19)给出的下列关系。

公式14

ga＝f(γmax，αa，βa) ......(14)

公式15

gb＝f(γmax，αb，βb) ......(15)

公式16

xa＝2·ga^q/(ga^q+gb^q) ......(16)

公式17

xb＝2·gb^q/(ga^q+gb^q) ......(17)

公式18

wa＝xa²·(3-2xa) ......(18)

公式19

wb＝xb²·(3-2xb) ......(19)

此处，例如，q＝1。

假设将max定义为选定或获取例如ga和gb的最大值的函数，则给出如下面的公式(20)和(21)所表示的ga和gb：

公式20

ga＝max[0，{(π/2+γmax)-|βa|}]·|tan(αa)| ......(20)

公式21

gb＝max[0，{(π/2+γmax)-|βb|}]·|tan(αb)| ......(21)

在扇形束图像重建的情况下，重建区域P上的每个像素进一步乘以距离系数。假设从X射线管21的焦点到对应于投影数据Dr的多行X射线探测器24的每个探测器行j和通道i的距离是r0，从X射线管21的焦点到对应投影数据Dr的重建区域P上每个像素的距离是r1，则距离系数给定为(r1/r2)²。

在平行射束图像重建的情况下，重建区域P上的每个像素可单独乘以锥形束重建加权系数w(i，j)。

接着，如图7所示，在步骤S63将投影数据D2(view，x，y)加到与每个像素关联的其对应的反向投影数据D3(x，y)上。

具体地描述，如图12所示，将投影数据D2(view，x，y)加到事先清除的与每个像素关联的其对应反向投影数据D3(x，y)上。

接着如图所7所示，在步骤S64，确定与图像重建所需所有视角对应的反向投影数据D2是否相加。

此处，当没有对所有进行相加时(NO)时，则对于断层摄影图像的图像重建需要的所有视角(即，对应360°的视角或对应“180°+扇形角”的视角)重复步骤S61到步骤S63，以得到如图12所示的反向投影数据D3(x，y)。另一方面，当对所有视角执行了相加(YES)时，如图7所示，终止本处理或目前处理。

附带说明，可以如图13(a)和13(b)所示，将重建区域P设定为直径是512像素的圆形区域，而非将其设定为512×512像素的方形区域。

如上所述，X射线CT装置100包括：扫描台10，所述扫描台移动在成像空间内放置在受检者上的托架12；扫描台架20，向放置于在成像空间内移动的托架12之上的受检者施加X射线，并执行用于检测透射穿过受检者的X射线的扫描，从而得到投影数据；中央处理单元3，用于控制扫描台10和扫描台架20的操作以便执行扫描，从而以时间顺序采集多个投影数据，并经过计算对通过执行扫描得到投影数据中的受检者的断层摄影图像进行图像重建；以及监视器6，所述监视器在其显示器屏幕上显示通过中央处理单元3图像重建的断层摄影图像(参见图1)。此处，扫描台架10基于从中央处理单元3输出的每个控制信号，沿着对应于体轴方向的z方向移动放置在台架1 2上的受检者。扫描台架20包括：X射线管21，所述X射线管21将来自通过扫描台10移动的受检者周围的X射线施加至受检者，以便以沿着z方向作为轴而延伸的方向进行旋转；以及多行X射线探测器24，所述多行X射线探测器24用于检测从X射线管21照射并透射穿过受检者的X射线。基于从中央处理单元3输出的控制信号控制各个部分。X射线管21将X射线施加至受检者上使得X射线成为在通道方向上和行方向上扩展的锥形形状，所述通道方向沿围绕受检者旋转的X射线管的旋转方向延伸，所述行方向沿着X射线管旋转的旋转轴方向延伸。在多行X射线探测器24中，用于检测从X射线管21照射并透射穿过受检者的X射线的多个X射线探测器以矩阵形式布置，以便与通道方向和行方向对应(参见图2和图3)。

在使用X射线CT装置100拍摄受检者时，操作员向输入装置2输入对受检者执行实际扫描的条件。

接着，中央处理单元3基于输入至输入设备2的条件，设置当执行实际扫描时操作扫描台架20和扫描台10的参数。

此处，中央处理单元3使用所谓的X射线自动曝光功能以这样的方式设定操作各个部分的参数，使得例如通过螺旋扫描***对受检者实施实际扫描。

在本实施例中，当基于输入至输入装置2的条件，首先以这样的螺旋螺距对受检者实施实际扫描，以便与第一螺旋螺距设定数据H1对应时，如图17(b)所示，中央处理单元3计算在各个位置处提供至X射线管21的各个X射线管电流值，以得到受检者体轴方向和围绕受检者的视角方向上的X射线投影数据。存储装置7将所计算的值作为第一管电流设定数据A1存储在其中。例如，在基于执行实际扫描前拍摄的受检者的探查图像确定了受检者的截面区域和其截面形状之后，中央处理单元3以这样的方式计算执行实际扫描时在各个位置处提供至X射线管21的X射线管电流值，以便对应于所确定的截面区域和截面形状，并且将计算得到的X射线管电流值定义为第一管电流设定数据A1。接着，中央处理单元3确定设定为第一管电流设定数据A1的各个X射线管电流值是否在适合于X射线管21的参考或者标准范围S内。这时，当这些电流值在标准范围S内时，中央处理单元3决定将第一管电流值设定数据A1作为实际扫描时提供给X射线管21的设定值。另一方面，当第一管电流设定数据A1含有未在标准范围S内的X射线管电流值时，如图17(b)所示，中央处理单元3对所述电流值进行调整，以使得不在第一射线管电流设定数据A1的标准范围S内的部分a处的X射线管电流值恢复为标准范围S内的值，而不决定将第一管电流设定数据A1相关X射线管电流值作为实际扫描时提供给X射线管21的设定值，从而将第一管电流设定数据A1改变为第二管电流设定数据A2，接着将所述第二管电流数据A2存储在存储装置7中。当每个X射线管电流值超过了标准范围S的上限值时，例如如图17(b)所示，将位于未在标准范围S内的部分a中的X射线管电流值调节为接近上限值。中央处理单元3确定将与第二管电流设定数据A2相关的各个X射线管电流值作为实际扫描时提供给X射线管21的X射线管电流值的设定值。如图17(b)所示，同时也对部分a处的螺旋螺距设定值进行调节，以对应于与第一管电流设定数据A1相关的每个X射线管电流值和与第二管电流设定数据A2相关的每个X射线管电流值之间的比值，对于所述部分a，设定了第一管电流设定数据A1中未在标准范围S内的X射线管电流值。通过该调节，中央处理单元3将第一螺旋螺距设定数据H1改变为第二螺旋螺距设定数据H2，并使得存储装置7将第二螺旋螺距设定数据H2存储在其中。中央处理单元3将第二螺旋螺距设定数据H2确定为实际扫描时的螺旋螺距的设定值。因此，用作计算机的中央处理单元3通过其数据处理设定包括X射线管电流值和螺旋螺距的参数。

接着，基于设定参数通过中央处理单元3控制扫描台架20和扫描台10的操作，以对受检者进行扫描，从而得到X射线投影数据。

接着，中央处理单元3基于所得到的X射线投影数据对受检者的断层图像进行图像重建。然后，监视器6在其显示屏幕上显示断层摄影图像。

因此，在本实施例中，在执行实际扫描时通过X射线自动曝光功能来设定提供至X射线管21的X射线管电流值。因而，当通过X射线自动曝光功能设定的X射线管电流值没有在X射线管21可设定的X射线管电流值的标准范围内时，改变未在标准范围内的部分处X射线管电流值以使其在标准范围内，并改变每个螺旋螺距的设定值以对应于改变前每个X射线管电流值与改变后每个X射线管电流值之间的比值。因此，在本实施例中，即使当通过X射线自动曝光功能设定的X射线管电流值未在X射线管21可设定的X射线管电流值的标准范围内时，也可以得到在图像质量上与以X射线自动曝光功能所设定X射线管电流值执行扫描得到的断层摄影图像质量类似的断层摄影图像。因此，在本实施例中，可以使在z方向上连续的断层摄影图像的图像质量均匀并且更加优化。

第二实施例

下面将说明根据本发明的第二实施例。

第一实施例示出了这样的实例，在所述实例中，即使当X射线管电流的设定值设定在不大于上限值的范围内时，相对于其中z方向X射线管电流的设定值已经超出了上限值的范围，通过调节与施加在图像质量上的参数之一对应的螺旋螺距，可得到最优的图像质量。另一方面，本实施例示出了这样的实例，在所述实例中，即使当X射线管电流的设定值设定在不大于上限值的范围内时，通过调节与施加在其它图像质量上的参数之一对应的通道方向滤波，可得到最优的图像质量。

除该点之外，本实施例与第一实施例类似。因此，重复的部分将不再说明。

图19(a)示出了包含受检者手臂和肺部区的部分的断层摄影图像。

在这样的情况下，为了使各个视角方向中的X射线投影数据的噪声更加均匀，当以对应于X方向的90°方向观察时，需要向X射线管21提供更大的X射线管电流，以产生对应于y方向的0°方向的X射线投影数据的图像噪声和对应于x方向的90°方向的X射线投影数据的图像噪声。

即，如图16(b)所示，需要改变xy平面内的X射线管电流。在这样的情况下，如图19(b)所示，当在视角方向90°和270°中的每个视角方向进行查看时都需要更大的X射线管电流。优选的是对于其中待确定的X射线管电流超过X射线管电流值的上限的范围b1、b2、b3和b4以及所述范围附近得到的X摄像投影数据执行通道方向滤波处理，如图19(b)所示。此处，可以以这样的方式事先对通道方向滤波强度进行调节，使得在不存在不能被设定为上限值或者更大的X射线管电流的情况下，使X射线管电流不足且S/N恶化的X射线投影数据在S/N方面得到改善，且最后一次得到的断层摄影图像的图像噪声可以实现噪声指数。具体地描述，当与所要求的X射线管电流对应的可输出X射线管电流较小时，大大地调节通道方向滤波的强度，以更多地对临近通道处的X射线投影数据进行卷积，藉此执行X射线投影数据的噪声改善。因此，通过在范围b1、b2、b3和b4中得到的X射线投影数据降低了每个断层摄影图像中形成的噪声。相反，当与所要求的X射线管电流对应的可输出X射线管电流大到可以接受时，调低通道方向滤波的强度以更少地对临近通道处的X射线投影数据进行卷积，从而使得X射线投影数据的噪声得到改善。因此，通过在范围b1、b2、b3和b4得到的X射线投影数据降低了在每个断层摄影图像中形成的噪声。此处，当要求了各个时刻可从X射线管输出的X射线管电流范围内的X射线管电流时，中央处理单元3确定可以将相应的X射线管电流设定值从中央处理单元3经过调控控制器29输出到X射线控制器22。

另一方面，当要求了各个时刻可从X射线管输出的X射线管电流范围外的X射线管电流时，中央处理单元3判断不能将相应的X射线管电流设定值从中央处理单元3经过调控控制器29输出到X射线控制器22。

该调节可以事先根据基于探查图像预测的受检者截面的椭圆比来确定纵向视角相关的通道方向滤波强度，所述纵向视角即所确定的X射线管电流已经超过X射线管电流值上限的视角。因此，尤其在已经确定了较大的X射线管电流值的情况下或者当以视角方向观察时，通过更大地提高z方向坐标位置处的通道方向滤波强度来防止X射线管电流值的上升。即，如图19(b)所示改变通道方向滤波的强度使得可以将由实线指示的X射线管电流的设定值降低为由虚线指示的X射线管电流的设定值。

因此，即使当通过X射线自动曝光功能设定的X射线管电流值不在X射线管21可设定的X射线管电流值的标准范围内时，以类似于第一实施例的方式，本实施例可以得到在图像质量上与通过以X射线自动曝光功能所设定的每个X射线管电流值执行扫描所得的断层摄影图像类似的断层摄影图像。因此，本发明可以提高每个断层摄影图像的图像质量，同时确保在z方向上连续的断层摄影图像的图像质量的均匀度。

附带说明，在第二实施例中对于X射线管电流的控制以及对通道方向滤波的控制甚至可以应用于螺旋扫描和摄影扫描。如果一次旋转也考虑在内，那么所述控制还可以应用于传统扫描(轴向扫描)。

第三实施例

下面将说明根据本发明的第三实施例。

第一和第二实施例中的每个实施例都已经描述了这样的情况，其中在z方向上连续地进行螺旋扫描或者传统扫描(轴向扫描)或摄影扫描时，使得z方向的图像质量最优。

在本实施例中，在将变螺距螺旋扫描或者螺旋穿梭扫描的螺旋螺距以及图像重建中使用的投影数据的旋转次数改变考虑在内的情况下，使得每个X射线管电流最优。

除该点之外，本发明与第一和第二实施例类似。因此重复部分将不再说明。

图20、21、22分别示出了变螺距螺旋扫描或者螺旋穿梭扫描时螺旋螺距、所使用数据的旋转次数以及X射线管电流之间关系。

如图20、21和22所示，在变螺距螺旋扫描或者螺旋穿梭扫描时在z方向或者在时间t方向上改变螺旋螺旋。尤其是在起始点z0以及停止点z3，将螺旋螺距设定为0。即在起始点z0以及停止点z3，使得扫描台或者X射线数据采集***停留给定的有限时间周期。当在扫描台或者X射线数据采集***加速或者减速时执行图像重建，通过使用一次旋转的X射线投影数据来改善S/N。

当如图20所示执行变螺距螺旋扫描或者螺旋穿梭扫描时，中央处理单元3使得扫描台在时刻t0至t1之间停留，而从z方向观察时扫描台保持定位在z0。在从时刻t1至t2的周期期间，扫描台加速并且当从z方向观察时其在z0和z1之间移动。在从时刻t2至t3的周期期间，当从z方向观察时扫描台以恒定速度在z1和z2之间移动。在从时刻t3至t4的周期期间，当从z方向观察时扫描台在z2和z3之间移动，同时扫描台正在减速。在从时刻t4至t5的周期期间，使扫描台停留，同时当从z方向观察时扫描台保持定位在z3。

如图20示出，在时刻t0至t1之间，螺旋螺距设定为0。此后在时刻t1至t2之间扫描台10的托架12加速，螺旋螺距在时刻t2和t3之间设定为1。然后，在时刻t3至t4之间扫描台10的托架12减速，螺旋螺距在时刻t4和t5之间返回至0。

如图20所示，虽然在时刻t0，在一次旋转下使用图像重建的X射线投影数据，但是在时刻t0和t2之间的中间使用最大值n次旋转(n＞1)的X射线投影数据，并且在时刻t2，X射线投影数据返回至一次旋转。

在时刻t2和t3之间，在一次旋转下图像重建的X射线投影数据恒定。而在时刻t3，在一次旋转下使用图像重建的X射线投影数据，但在时刻t3和t5之间的中间使用最大值n次旋转的X射线投影数据。在时刻t5，用于图像重建的X射线投影数据最终返回至一次旋转。尤其是在螺旋螺距不大于1的部分，用于图像重建的X射线投影数据的范围可以定义的更大，图像质量可以得到提高。在螺旋穿梭扫描和变螺距螺旋扫描的加速/减速时，这种方式尤其有效。附带说明，上述术语“n次旋转的X射线投影数据”意思是当扫描受检者时通过以n周轨道围绕受检者旋转由X射线管21和多行X射线探测器24构成的数据采集***得到的X射线投影数据。术语“以1次旋转使用用于图像重建的X射线投影数据”意思是使用在扫描受检者时通过以一次旋转围绕受检者旋转X射线管21得到的X射线投影数据来执行图像重建。

在这样的情况下，为了使在时刻t0和t5附近，重建图像的方法及其图像质量接近于以正常扫描(轴向扫描)的图像重建，并使在时刻t2和t3之间，重建图像的方法及其图像质量接近以正常螺旋扫描的图像重建，在t0和t5之间以及t2和t3之间将用于图像重建的X射线投影数据设定为一次旋转。

控制X射线管电流，使得图像质量在时刻t0和t5之间成为恒定的。如图20所示，在时刻t0处将X射线管电流设定为比mA1大的mA2(mA2＞mA1)，而在时刻t0和t2之间的中间位置设定为mA1，所述mA1指示了与最小值对应的X射线管电流。在时刻t2，设定X射线管电流使其返回到比mA1更大的值mA2。

此后，在时刻t2和t3之间，将X射线管电流设定为比mA1更大的恒定值mA2。然后，在时刻t3和t5之间的中间位置，将X射线管电流设定为mA1，所述mA1对应于指示了最小值的X射线管电流。在时刻t5，设定X射线管电流使其返回到大于mA1的mA2。

附带说明，调节用于图像重建的X射线投影数据的视角范围L、X射线管电流mA以及螺旋螺距HP，以在时刻t0和时刻t2之间和时刻t3和t5之间满足下面所表示的关系(在下列公式22中)。因此，可以在z方向上得到恒定的图像质量。

附带说明，此处，术语“用于图像重建的X射线投影数据的视角范围L”是指从用于图像重建的X射线投影数据的视角开始角到用于图像重建的X射线投影数据的视角结束角之间的角度范围。基于结束角和开始角之间的角度设置所述范围L。

公式22

即，通过将X射线管电流mA和X射线投影数据的视角范围L的乘积和螺旋螺距之间的比值控制为常数或者接近常数，可以得到恒定图像质量。

在变螺距螺旋扫描或者螺旋穿梭扫描时，中央处理单元3以这样的方式设定扫描台，使得扫描台在时刻t0和t1之间保持在z坐标上的位置z0，如图21所示。然后中央处理单元3以这样的方式设定扫描台，使得在从时刻t1至t2的周期期间，在z方向上的z0和z1之间正进行加速的同时移动扫描台。在时刻t2和t3之间，中央处理单元3以这样的方式设定扫描台，使得在z方向的z1和z2之间以恒定速度移动。在时刻t3和t4之间，中央处理单元3以这样的方式设定扫描台，使得在z方向上的z2和z3之间正进行减速的同时移动扫描台。另外，中央处理单元3以这样的方式设定扫描台，使得当从z方向观察时扫描台在时刻t4和t5之间停留在z3。

在这样的情况下，如图21所示，在时刻t0和t1之间将螺旋螺距设定为0。在时刻t1和t2之间对扫描台10的托架12进行加速。在时刻t2和t3之间，螺旋螺距HP保持恒定，例如保持为1。在时刻t3和t4之间使扫描台10的托架12减速，并且在时刻t4和t5之间，使螺旋螺距返回至0。

在时刻t0和t2之间将用于图像重建的X射线投影数据从n次旋转减少为一次旋转。然后在时刻t2和t3之间，设定X射线投影数据使其在一次旋转下为恒定的。另外，设定X射线投影数据，使其在时刻t3和t4之间从一次旋转增加至n次旋转。

因此，在时刻t0和t2之间以及时刻t3和t4之间，使用更大数量的X射线投影数据，以便提高图像质量。因此，可以在时刻t0和t2之间以及时刻t3和t4之间减小X射线管电流，以便保持时刻t0至t4之间的图像质量恒定。尤其是在螺旋螺旋不大于1的部分中，用于图像重建的X射线投影数据的范围可以定义得更大，因此可以提高图像质量。尤其在螺旋穿梭扫描和变螺距螺旋扫描的加速/减速时，这种方式更加有效。

因此，如图21所示假设mA2＞mA1，则在时刻t0，X射线管电流设定为小X射线管电流mA1。在时刻t0至t2之间，X射线管电流从小X射线管电流mA1增加至比mA1大的X射线管电流mA2。在时刻t2，设定X射线管电流使其为大X射线管电流mA2。在时刻t2和t3之间，设定X射线管电流使其保持恒定在大射线管电流mA2。在时刻t3和t5之间，X射线管电流从大X射线管电流mA2降低至小X射线管电流mA1。

附带说明，在时刻t0和t2之间以及在时刻t3和t5之间，根据上述关系(公式22)来控制用于图像重建的X射线投影数据的视角范围L、X射线管电流mA以及螺旋螺距HP。因此，以类似于上述情况的方式，在z方向上得到了恒定的图像质量。

即，通过将X射线管电流mA和X射线投影数据的视角范围L的乘积和螺旋螺距之间的比值调整为常数或者接近常数，可以在z方向上得到恒定图像质量。

在这样的情况下，在时刻t2和t3之间将用于图像重建的投影数据设定为一次旋转，以在时刻t2和t3之间接近正常螺旋扫描的图像重建。在时刻t0和t2之间以及在时刻t3和t5之间，在托架12接近时刻t0和t5时，扫描台10的托架12在z方向上行进的速度开始减慢，所述速度被定义为扫描台和数据采集***之间的相对速度。

因此，在时刻t0和t5使用n次旋转X射线投影数据用于图像重建，以便在没有增加断层摄影图像的切片厚度(即没有降低z方向上断层摄影图像的分辨率)的情况下，进一步提高图像噪声，所述的切片厚度对应于从z方向观察时断层摄影图像的厚度。

在变螺距螺旋扫描或者螺旋穿梭扫描时，中央处理单元3以这样的方式设定扫描台，使得扫描台在时刻t0和t1之间保持在z坐标的位置z0，如图22所示。在时刻t1至t2之间，在z坐标的z0和z1之间正进行加速的同时移动扫描台。在时刻t2和t3之间，中央处理单元3在z坐标的z1和z2之间以恒定速度移动扫描台。然后，在时刻t3和t4之间，扫描台在z坐标上的z2和z3之间正进行减速的同时，中央处理单元3移动扫描台。时刻t4和t5之间，中央处理单元3使得扫描台停留在z3。

在时刻t0至t1之间，螺旋螺距设定为0。在时刻t1至t2之间使扫描台10的托架12加速。在时刻t2和t3之间，设定螺旋螺距HP使其恒定为1。在时刻t3至t4之间使扫描台10的托架12减速，并使螺旋螺距HP在时刻t4和t5之间返回至0。

在时刻t0至t5之间，用于图像重建的X射线投影数据保持恒定并设定为1次旋转。在这样的情况下，用于图像重建所使用X射线投影数据的X射线投影数据的视角范围以给予优先级的方式保持恒定，使得保持断层摄影图像的时间分辨率恒定。

因此，如图22所示，在时刻t0将X射线管电流设定为小X射线管电流mA1，使得图像质量在时刻t0和t4之间保持恒定。在时刻t0和t2之间，使X射线管电流从小X射线管电流mA1增加至大X射线管电流mA2。附带说明，此时，X射线管电流也随着螺旋螺距的变大而增加。此处，可以优选地以这样的方式进行控制，使得螺旋螺距和X射线管电流值之间的比值保持恒定或者接近恒定。在时刻t2，将X射线管电流设定为大X射线管电流mA2，并使X射线管电流mA2在时刻t2和t3之间保持恒定。在时刻t3，将X射线管电流设定为X射线管电流mA2，并且在时刻t3至t5之间使其从大X射线管电流mA2降低至小X射线管电流mA1。附带说明，此时，X射线管电流也随着螺旋螺距的减小而降低。此处，可以优选以这样的方式进行控制，使得螺旋螺距和X射线管电流之间的比值保持恒定或者接近恒定。在时刻t5，X射线管电流返回至小X射线管电流mA1。

因此，如图20所示，中央处理单元3以这样的方式调节X射线管电流，使得断层摄影图像的图像质量接近通过常规传统扫描或者螺旋扫描得到的图像质量。如图21所示，中央处理单元3调节X射线管电流，使得在加速/减速时X射线的曝光降低更多。另外，中央处理单元3以这样的方式调节X射线管电流，使得断层摄影图像的质量维持原状。如图22所示，中央处理单元3以这样的方式调节X射线管电流，使得断层摄影图像的时间分辨率保持恒定。

在上述实例中，优选地在第一位置对与断层摄影图像的图像质量参数对应的螺旋螺距和图像重建中使用的数据量参数的控制进行调节，此后调节X射线管电流。因此，为了适合于从探查图像中得到的z方向X射线管电流值的改变表，首先在第一位置使用用于控制断层摄影图像的图像质量的参数，所述参数称为X射线管电流。除这种情况外，基于优先级对除X射线管电流参数之外用于控制其它图像质量的参数进行调节。对通过调整这些参数首次得到的探查图像中z方向X射线管电流值的改变表进行校正，其后对X射线管电流进行调节，藉此也可实现X射线CT装置的自动曝光功能。

下面示出了用于图20、21和22所示的每个实施例的处理流程。

当在图20、21和22所示的每个实施例中执行变螺距螺旋扫描或者螺旋穿梭扫描时，中央处理单元3执行如图23所示的每个处理。

如图23所示，在步骤A11，根据探查图像确定各个z方向的剖面区域，并确定各个z方向位置处最优的X射线管电流值。

接着如图23所示，在步骤A12，z＝zs。而将z方向开始坐标定义为zs。

接着如图23所示，在步骤A13，根据变螺距螺旋扫描和螺旋穿梭扫描时的操作控制模式确定各个z方向位置处的螺旋螺距。

接着如图23所示，在步骤A14，根据操作控制模式确定各个z方向位置处的用于图像重建的数据范围。

接着如图23所示，在步骤A15，通过或者根据由操作控制模式确定的螺旋螺距以及用于图像重建的数据范围将所使用的数据量考虑在内，来对最优X射线管电流值进行校正。

接着如图23所示，在步骤A16，确定是否可以输出z位置处的X射线管电流。如果发现答案为是，则处理进行至步骤A17。如果发现答案为否，则处理进行至步骤A18。

接着如图23所示，在步骤A17，z＝z+Δz

接着如图23所示，在步骤A18，执行投影数据空间通道方向滤波。

接着如图23所示，在步骤A19，确定是否z≥ze。如果发现答案为是，则终止处理。如果发现答案为否，则处理返回至步骤A13。另一方面，将z方向结束坐标定义为ze。

附带说明，即使将除螺旋螺距之外的图像质量参数以及用于图像重建的X射线投影数据所使用范围的长度用作断层摄影图像的图像质量参数时，上述提及的每个实例都可以产生类似的效果，所述断层摄影图像的图像质量优选地由X射线管电流控制。

如上所述，根据本实施例的X射线CT装置100，即使在X射线管的管电流的上限值受到限制的情况下，当执行传统扫描(轴向扫描)、摄影扫描、螺旋扫描、变螺距螺旋扫描或者螺旋穿梭扫描时，所述X射线CT装置也能够不依赖于所述上限值实现总是能够满足最优噪声标准值的图像质量，所述X射线CT装置具有以平面X射线探测器或者多行X射线探测器为代表的矩阵结构的二维X射线区域探测器。通过为影响图像的多个参数分配优先级并以基于所述优先级的顺序对这样的多个参数进行调节可以实现最优图像质量。

附带说明，根据本实施例的图像重建方法可以是基于传统已知的Feldkamp方法的三维图像重建方法。另外，可以采用其它的三维图像重建方法。可替代地，可以使用二维图像重建方法。

虽然已经基于螺旋扫描对本实施例进行了描述，但是即使在传统扫描(轴向扫描)和电影扫描的情况下，也可以产生类似的效果。

虽然已经在扫描台架20不倾斜的情况下对本实施例进行了描述，但是即使在扫描台架20倾斜状态下实施所谓倾斜扫描的情况下，也可产生类似的效果。

虽然已经在X射线投影数据采集与生物信号不同步的情况下描述了本发明的实施例，但是即使当采取了与生物信号同步，尤其是与心脏信号同步时，仍可产生类似的效果。

虽然本实施例已经描述了具有矩阵结构的二维X射线区域探测器的X射线CT装置，且所述二维X射线区域探测器以多行X射线探测器和平板X射线探测器为代表，但是即使在使用具有一行X射线探测器的X射线CT装置的情况下也可产生类似的效果。

附带说明，在本实施例中，在z方向上移动扫描台10的托架12，从而实现螺旋扫描、变螺距螺旋扫描和螺旋穿梭扫描。然而，即使通过相对于扫描台10的托架12移动扫描台架20或者位于扫描台架20中的旋转部分15，也可实现类似的效果。

在本实施例中，在各个通道中在经过预处理或射束硬化处理的X射线投影数据的行方向对每行系数不同的行方向(z方向)滤波进行卷积，以调整图像质量中的改变，从而为每行提供均匀的切片厚度，防止伪影的出现并实现低噪声的图像质量。尽管为此考虑了各个z方向滤波器系数，但是任一个均能产生类似的效果。

尽管本发明已经描述了医学X射线CT装置，但是本发明甚至可以用于X射线CT-PET装置、X射线CT-SPEC装置和与工业X射线CT装置结合的类似装置或者其它装置中。

部件列表

图1

100...X射线CT装置

1...操作控制台，2...输入设备，3...中央处理单元，5...数据采集缓冲器，6...监视器，7...存储设备，10...扫描台，12...托架，15...旋转部分，20...扫描台架，21...X射线管，22...X射线控制器，23...准直器，24...多行X射线探测器，25...DAS，26...旋转部分控制器，27...扫描台架倾斜控制器，28...射束形成X射线滤波器，29...调控控制器，30...滑动环

图2

21...X射线管

X射线焦点

28...射束形成X射线滤波器

P...重建区域

CB...X射线射束(锥形束)

X射线探测器平面旋转中心

射束中心轴

24...多行X射线探测器

通道方向

图3

21...X射线管，

23...X射线准直器

D...旋转中心轴上的多行X射线探测器宽度

IC...旋转中心轴，CB...X射线射束

BC...射束中心轴，

24...多行X射线探测器

探测器方向

图4

开始

步骤P1...执行用于将受检者放置在托架12上的对准

步骤P2...采集探查图像

步骤P3...设定成像或扫描条件

步骤P4...拍摄断层摄影图像

步骤P5...显示对应于断层摄影图像的图像

步骤P6...显示三维图像

结束

图5

开始

步骤S1...数据采集

步骤S2...预处理

步骤S3...射束硬化校正

步骤S4...Z滤波卷积处理

步骤S5...重建函数卷积处理

步骤S6...三维反向投影处理

步骤S7...后处理

结束

图6

步骤S2

开始

步骤S21...偏移校正

步骤S22...对数转换

步骤S23...X射线剂量校正

步骤S24...灵敏度校正

结束

图7

步骤S6

开始三维反向投影处理

S61...提取对应于图像重建区域P的各个像素的投影数据Dr

S62...用锥形束重建加权系数乘以各个投影数据Dr以产生反向投影数据D2

S63...对于每个像素，将反向投影数据D2加到反向投影数据D3，

S64...将与图像重建所需的所有视角对应的反向投影数据D2都相加吗？

结束

图8

(a)

21...X射线管

P...重建区域(xy平面)

原点

(b)

21...X射线管

P...重建区域

xy平面

旋转轴 z轴

24...多行X射线探测器

图9

24...多行X射线探测器

探测器行方向

通道方向

图10

重建区域

图11

重建区域

图12

数据D3

图13

(a)

21...X射线管

重建区域

(b)

21...X射线管

P...重建区域

xy平面

旋转轴 z轴

24...多行X射线探测器

图14

肺部区域，断层摄影图像生物信号

局部扩大的图像重建区域周期

时间

生物信号显示

开始位置，结束位置，图像号码，图像间隔，切片厚度，成像区域，管电压，管电流，剂量信息

重建区域

中心

直径

在X射线管电流设定时显示如下

固定的X射线管电流值

自动曝光功能噪声系数值

选项卡切换至P-Recon时显示如下

重建函数，图像滤波，矩阵大小

图15

断层摄影图像心脏肺肝

zx平面

三维显示三维MPR显示

肺部区域的血液心脏

心脏肺部区域

肺部区域 zx平面图像

图16

探查图像

(a)

X射线管电流值

恒定的X射线管电流

z方向

(b)

X射线管电流值

xy平面内的X射线管电流的改变

z方向

(c)

X射线管电流值

z方向的X射线管电流的改变

z方向

(d)

X射线管电流值

xyz三维X射线管电流的改变

z方向

图17

(a)

探查图像

z方向

X射线管电流

z方向

螺旋螺距

z方向

区域1区域2区域3

(b)

X射线管电流

上限值

下限值z方向

螺旋螺距

z方向

区域1区域2区域3

图18

开始

步骤A1 根据探查图像确定每个z方向的剖面区域，从而确定每个z方向位置的最优X射线管电流值

步骤A2 z＝zs

步骤A3 可以输出z位置处的X射线管电流吗？

步骤A4 z＝z+Δs

步骤A5可以降低螺旋螺距吗？

步骤A6 改变螺旋螺距

步骤A7 执行投影数据空间通道方向滤波

步骤A8 z＝ze？

结束

图19

(a)

y方向(0°方向)

肺心脏

骨骨 x方向(90°方向)

手臂手臂

(b)

X射线管电流

X射线管电流的上限值

z方向

通道方向滤波强度

z方向

视角方向，视角方向，视角方向，视角方向，视角方向，

0° 90° 270° 90° 270°

视角方向，视角方向，视角方向

180° 0° 180°

图20

Z坐标

时间

螺旋螺距

时间

用于图像重建的X射线投影数据

n次旋转

1次旋转时间

X射线管电流

时间

图21

Z坐标

时间

螺旋螺距

时间

用于图像重建的X射线投影数据

n次旋转

1次旋转时间

X射线管电流

时间

图22

Z坐标

时间

螺旋螺距

时间

用于图像重建的X射线投影数据

1次旋转

时间

X射线管电流

时间

图23

开始

步骤A11根据探查图像确定各个z方向的剖面区域，从而确定各个z方向位置处的最优x射线管电流值

步骤A12 z＝zs

步骤A13根据变螺距螺旋扫描和螺旋穿梭扫描时的操作控制模式确定各个z方向位置处的螺旋螺距

步骤A14根据操作控制模式确定各个z方向位置处的用于图像重建的数据范围

步骤A15根据由操作控制模式确定的螺旋螺距以及用于图像重建的数据范围，将所使用的数据量考虑在内，来对最优X射线管电流值进行校正

步骤A16可以输出z位置处的X射线管电流吗？

步骤A17 z＝z+Δs

步骤A18执行投影数据空间通道方向滤波

步骤A19 z＝ze？

结束。

Claims

1.一种X射线CT装置(100)，包括

X射线采集装置(25)，用于通过执行扫描采集X射线投影数据，所述X射线从X射线管(21)照射至受检者上，并且所述X射线透射穿过靠近X射线探测器(24)的受检者，同时X射线管(21)和X射线探测器(24)相对，以使X射线管在沿着z方向，即体轴方向延伸的方向轴上围绕受检者旋转；

图像重建装置(3)，用于对通过X射线数据采集装置采集到的X射线投影数据进行图像重建，以得到断层摄影图像；和

成像或扫描条件设定装置(2)，用于将包括X射线管电流值的两种或者更多参数设定为用于获得断层摄影图像的条件；

其中所述成像或者扫描条件设定装置(2)包括设定装置，所述设定装置用于将除了X射线管电流值之外的参数中至少之一作为控制断层摄影图像图像质量的参数，在至少部分照射区域内将所述除了X射线管电流值之外的参数中至少之一设定为与X射线照射位置对应的期望值。

2.根据权利要求1所述的X射线CT装置(100)，其中，在除了X射线管电流值之外的参数中至少之一被设定为与X射线照射位置对应的期望值的区域中，所述设定装置(2)将X射线管电流值设定为恒定。

3.根据权利要求1所述的X射线CT装置(100)，其中，在除了X射线管电流值之外的参数中至少之一被设定为与X射线照射位置对应的期望值的区域中，所述设定装置(2)将X射线管电流值设定为比优选调节的X射线管电流值更小，以便得到期望的图像质量特性。

4.根据权利要求1所述的X射线CT装置(100)，其中，在除了X射线管电流值之外的参数中至少之一被设定为与X射线照射位置对应的期望值的区域中，所述设定装置(2)将X射线管电流值设定成由被设定为期望值的参数所携带的值。

5.根据权利要求1所述的X射线CT装置(100)，其中，所述设定装置(2)根据受检者在z方向上行进的速度，将除了X射线管电流值之外的参数中至少之一设定为与X射线照射位置对应的期望值。

6.根据权利要求1所述的X射线CT装置(100)，其中所述除了X射线管电流值之外被设定为与X射线照射位置对应的期望值的参数包括下列参数中的任一个：轴向扫描、摄影扫描或者螺旋扫描的受检者体轴方向上的坐标位置之间的距离；用于在图像重建装置(3)中使用的图像空间z方向滤波处理的参数；用于在图像重建装置(3)中使用的投影数据空间行方向滤波处理的参数；用于在图像重建装置(3)中使用的投影数据空间通道方向滤波处理的参数；在图像重建装置(3)中使用的投影数据空间视角方向滤波处理的参数；以及在图像重建装置(3)中使用的图像重建参数。

7.根据权利要求1所述的X射线CT装置(100)，还包括显示装置(6)，用于显示受检者体轴方向上的参数值改变。

8.根据权利要求7所述的X射线CT装置(100)，其中基于用于设定扫描条件的探查扫描的结果来计算与X射线照射位置对应的期望值，且

其中所述显示装置(6)显示与探查图像得到的受检者图像相关的参数值改变。