CN113349805B - 医学图像生成方法、装置和*** - Google Patents

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Abstract

本申请各实施例提供一种医学图像生成方法、装置和***。该方法包括：在射线源旋转过程中获得扫描对象的投影数据；使用所述投影数据中相反的两个扫描方向对应的投影数据生成其中一个扫描方向上所述扫描对象的定位像。其中，所述扫描方向是所述射线源中心到所述射线源旋转轴的垂线方向。利用射线源旋转扫描时两个相反方向的投影数据生成其中一个方向的定位像，能显著缩短定位像的生成时间。

Description

医学图像生成方法、装置和***
技术领域
本申请涉及医学成像领域，特别涉及医学图像生成方法、装置和***。
背景技术
一些医学成像技术采用射线源旋转、扫描床移动的方式，生成扫描对象的医学图像。在正式扫描前，通常需要进行定位扫描(scout scan)，获取扫描对象在扫描床上的位置以及大小，从而确定正式扫描的范围和剂量。目前，定位扫描通常采用射线源在预定角度时获得的投影数据来生成该角度的定位像(scout view,topography)，耗时较长，且扫描对象的位置偏差会导致定位像具有较大的误差。
技术内容
有鉴于此，本申请提出了一种医学图像生成方法、装置和***，可以加快定位像的生成速度。
本申请实施例的一种医学图像生成方法包括：
在射线源旋转过程中获得扫描对象的投影数据；
使用所述投影数据中相反的两个扫描方向对应的投影数据生成一个扫描方向上所述扫描对象的定位像，所述扫描方向用于表示所述射线源与所述扫描对象的相对位置关系。
各实施例还提供一种医学图像生成装置，包括：
数据采集模块，用于在射线源旋转过程中获得扫描对象的投影数据；
图像生成模块，用于使用所述投影数据中相反的两个扫描方向对应的投影数据生成一个扫描方向上所述扫描对象的定位像，所述扫描方向用于表示所述射线源与所述扫描对象的相对位置关系。
可见，利用射线源旋转扫描时两个相反方向的投影数据生成其中一个方向的定位像，能显著缩短定位像的生成时间。
一些实施例中，使用所述投影数据中相反的两个扫描方向对应的投影数据生成其中一个扫描方向上所述扫描对象的定位像可以包括：
从第一扫描方向所属的第一方向范围对应的投影数据中提取出第二扫描方向对应的等效投影数据，并将所述等效投影数据***所述第二扫描方向对应的投影数据，其中，所述第二扫描方向与所述第一扫描方向相反。
这样，从与目标扫描方向相反的一个方向范围对应的投影数据中提取出等效投影数据，以模拟目标扫描方向的投影数据，可以提高定位像的图像质量。
一些实施例中，从第一扫描方向所属的第一方向范围对应的投影数据中提取出第二扫描方向对应的等效投影数据可以包括：
针对所述第一方向范围内的多个扫描方向，从所述多个扫描方向中的每个扫描方向对应的投影数据中提取一个子线束对应的线投影数据，所述子线束为，所述射线源在所述扫描方向发出的射线束中，在机架平面上的投影与所述扫描床所属平面的夹角在预设角度范围内的射线集合；
对提取出的各线投影数据进行重排，得到所述等效投影数据。
这样，在目标方向的相反方向所在的方向范围内，从射线源发出的多个射线束中分别选取特定角度范围的子线束，可以模拟射线源发出任意所需形状的射线束产生的投影数据，以满足不同情况的需要。
一些实施例中，从所述扫描方向对应的投影数据中提取一个子线束对应的线投影数据可以包括：
从所述扫描方向对应的投影数据中提取所述射线源在所述第二扫描方向发出的射线束所覆盖角度范围内的一个子角度范围对应的子线束的线投影数据；
其中，所述多个扫描方向对应不同的子角度范围。
可见，提取出的子线束分别对应射线源在目标扫描方向发出的射线束中不同方向的子线束，因此可以模拟射线源在目标扫描方向扫描时获得的投影数据，因此，得到的定位像的图像质量与传统方法生成的定位像的质量相当。
一些实施例中，从所述扫描方向对应的投影数据中提取一个子线束对应的线投影数据可以包括：
从所述多个扫描方向对应的投影数据中分别提取出具有同一预设角度范围的子线束对应的线投影数据。
这样，通过提取近乎平行的子线束对应的投影数据，可以减小定位像中扫描对象的变形。
一些实施例中，对提取出的各个线投影数据进行重排包括：
将提取出的每个子线束中各点对应的点投影数据以相反的顺序重新排列；
将各个子线束的投影数据按照第二扫描方向中相应子线束的顺序进行重新排列。
可见，由于扫描方向不同，投影数据的顺序不同、从不同扫描方向的射线束提取出的子线束的顺序也与所模拟的目标方向上射线束中各子线束的顺序也不同，对其进行重排可以正确地重构出等效的目标方向的投影数据。
一些实施例中，该方法还可以包括：
从所述第二扫描方向所属的第二方向范围对应的投影数据中提取第二扫描方向对应的重组投影数据，作为所述第二扫描方向对应的投影数据。
这样，通过从一个目标扫描方向所在的方向范围内的多个射线束产生的投影数据中提取所需射线角度对应的投影数据，因此可以模拟出射线源在目标扫描方向发出的任意形状的射线束，满足不同的需求。
一些实施例中，提取第二扫描方向对应的重组投影数据包括：
针对所述第二扫描方向所属的第二方向范围内的多个扫描方向，从所述多个扫描方向中每个扫描方向对应的投影数据中分别提取一个子线束对应的第二线投影数据，所述子线束为，所述射线源在所述扫描方向发出的射线束中，在机架平面上的投影与所述扫描床所属平面的夹角在预设角度范围内的射线集合；
将各第二线投影数据进行组合，得到所述重组投影数据。
这样，通过提取平行的子线束对应的投影数据，可以减小定位像中扫描对象的变形。
一些实施例中，所述同一角度范围以所述第二扫描方向为中心。
这样可以避免扫描对象位置偏离射线源旋转中心时，发散的射线束导致的定位像中扫描对象尺寸偏差。
一些实施例中，将所述模拟投影数据***所述第二扫描方向对应的投影数据包括：
将所述等效投影数据与所述第二扫描方向对应的投影数据按各数据的扫描时间的顺序排列。
这样可以生成覆盖预期扫描范围的定位像，缩短定位像生成时间。
一些实施例中，该方法还可以包括：
在所述等效投影数据和所述第二扫描方向的投影数据相拼接的位置，***根据所述等效投影数据和第二扫描方向对应的投影数据计算得到的插值数据。
这样，通过在相反两个方向的投影数据均未覆盖的区域采用插值，可以进一步缩短定位像的生成时间。
一些实施例中，该方法还可以包括：
通过对所述射线源的供电电流进行调制，控制所述射线源在所述第一扫描方向所属的第一预设方向范围内、以及所述第二扫描方向所属的第二预设方向范围内发出的射线强度大于在所述第一方向范围和第二方向范围之外发出的射线强度。
可见，在不需要获取投影数据的方向范围内的射线强度弱，可以减少扫描对象在定位扫描过程中接受的辐射剂量，减少辐射对扫描对象健康的影响。
各实施例还提供一种医学图像生成装置，包括：处理器和存储器，所述存储器中存储有计算机可读指令，所述指令可以使所述处理器执行各实施例的方法。
各实施例还提供一种医学图像生成***，包括：
扫描装置，用于在射线源旋转过程中获得扫描对象的投影数据；
图像生成装置，用于执行各实施例的方法，以生成所述扫描对象的定位像。
根据另一个方面，还提供了一种生成扫描对象的三维衰减图的方法，包括：获取扫描对象的多个投影数据，其中，利用射线源对扫描对象执行扫描，射线源发射用于扫描的射线，扫描对象位于扫描床上，射线源围绕扫描对象相对转动，并且扫描床能够承载扫描对象相对于射线源沿着相对转动的旋转轴移动；根据多个投影数据获取对应的多个定位像，各个定位像分别对应于旋转轴的方向的各个位置和射线的各个扫描角度；根据多个定位像获取扫描对象在旋转轴的方向的对应位置和射线源的对应扫描角度下对射线的衰减线积分值分布；基于衰减线积分值分布获取扫描对象的衰减分布；以及根据衰减分布生成扫描对象的三维衰减图。
根据该实施例，能够基于对扫描对象的旋转扫描生成扫描对象的三维衰减图，从而相应地进行管电流调制、优化曝光剂量。
根据示例性实施例，射线具有扇形射束，并且，根据多个投影数据获取对应的多个定位像还包括：针对多个投影数据中的每个投影数据，提取扇形射束在相同方向子线束；根据多个投影数据的多个子线束生成重排投影数据；以及根据重排投影数据获取扫描对象的定位像。
根据该实施例，能够基于射线源绕扫描对象相对转动并发射扇形射束的扫描生成等同于平行射线照射扫描对象时得到的投影数据，并根据该投影数据生成扫描对象的三维衰减图，避免了三维衰减图的计算受患者待扫描区域偏离扫描中心的影响，从而能够精确地进行管电流调制、优化曝光剂量。
根据示例性实施例，根据多个投影数据的多个子线束生成重排投影数据包括：针对每个子线束，根据射线扫描扫描对象时旋转轴的方向的对应位置，估计扫描对象在扫描过程中的预定时间时的估计位置；以及针对多个子线束，基于估计位置对齐扫描对象在重排投影数据中的位置以生成重排投影数据。
根据该实施例，通过估计扫描对象的位置并针对多个子线束对齐扫描对象在重排投影数据中的位置，从而得到等效在预定时间使用平行射束照射扫描对象的投影数据，避免了使用扇形射束照射扫描对象时因扫描对象的位置摆放不准确造成的误差。
根据示例性实施例，扫描的射线具有平行射束。
根据该实施例，能够容易地获取定位像。
根据示例性实施例，获取衰减线积分值分布包括：获取扫描对象在旋转轴的方向的各个位置中的每个位置对应的截面中的多个扫描点的多个衰减值。
根据该实施例，能够确定用于生成衰减分布的衰减线积分值。
根据示例性实施例，获取扫描对象的衰减分布包括：针对每个截面对应的多个衰减值，获取多个衰减值中的最大值或多个衰减值的积分值；以及针对多个定位像对应的旋转轴的方向的各个位置和射线源对应的各个扫描角度，根据最大值或积分值获取衰减分布。
根据该实施例，能够确定用于生成三维衰减图的衰减分布。
根据另一个方面，还提供了一种生成扫描对象的三维衰减图的装置，包括：扫描数据获取模块，被配置为获取扫描对象的多个投影数据，其中，利用射线源对扫描对象执行扫描，射线源发射用于扫描的射线，扫描对象位于扫描床上，射线源围绕扫描对象相对转动，并且扫描床能够承载扫描对象相对于射线源沿着相对转动的旋转轴移动；定位像生成模块，被配置为根据多个投影数据获取对应的多个定位像，各个定位像分别对应于旋转轴的方向的各个位置和射线的各个扫描角度；线积分值分布获取模块，被配置为根据多个定位像获取扫描对象在旋转轴的方向的对应位置和射线源的对应扫描角度下对射线的衰减线积分值分布；衰减分布获取模块，被配置为基于衰减线积分值分布获取扫描对象的衰减分布；以及三维衰减图获取模块，被配置为根据衰减分布生成扫描对象的三维衰减图。
根据该实施例，能够基于对扫描对象的旋转扫描生成扫描对象的三维衰减图，从而相应地进行管电流调制、优化曝光剂量。
根据示例性实施例，射线具有扇形射束，并且，根据多个投影数据获取对应的多个定位像还包括：针对多个投影数据中的每个投影数据，提取扇形射束在相同方向子线束；根据多个投影数据的多个子线束生成重排投影数据；以及根据重排投影数据获取扫描对象的定位像。
根据该实施例，能够基于射线源绕扫描对象相对转动并发射扇形射束的扫描生成等同于平行射线照射扫描对象时得到的投影数据，并根据该投影数据生成扫描对象的三维衰减图，避免了三维衰减图的计算受患者待扫描区域偏离扫描中心的影响，从而能够精确地进行管电流调制、优化曝光剂量。
根据示例性实施例，根据多个投影数据的多个子线束生成重排投影数据包括：针对每个子线束，根据射线扫描扫描对象时旋转轴的方向的对应位置，估计扫描对象在扫描过程中的预定时间时的估计位置；以及针对多个子线束，基于估计位置对齐扫描对象在重排投影数据中的位置以生成重排投影数据。
根据该实施例，通过估计扫描对象的位置并针对多个子线束对齐扫描对象在重排投影数据中的位置，从而得到等效在预定时间使用平行射束照射扫描对象的投影数据，避免了使用扇形射束照射扫描对象时因扫描对象的位置摆放不准确造成的误差。
根据示例性实施例，扫描的射线具有平行射束。
根据该实施例，能够容易地获取定位像。
根据示例性实施例，获取衰减线积分值分布包括：获取扫描对象在旋转轴的方向的各个位置中的每个位置对应的截面中的多个扫描点的多个衰减值。
根据该实施例，能够确定用于生成衰减分布的衰减线积分值。
根据示例性实施例，获取扫描对象的衰减分布包括：针对每个截面对应的多个衰减值，获取多个衰减值中的最大值或多个衰减值的积分值；以及针对多个定位像对应的旋转轴的方向的各个位置和射线源对应的各个扫描角度，根据最大值或积分值获取衰减分布。
根据该实施例，能够确定用于生成三维衰减图的衰减分布。
根据另一个方面，还提供了一种计算机可读存储介质，计算机可读存储介质存储有指令，指令在被包括计算机可读存储介质的计算机执行时，使计算机执行上述方法。
根据该实施例，能够基于对扫描对象的旋转扫描生成扫描对象的三维衰减图，从而相应地进行管电流调制、优化曝光剂量。
根据另一个方面，还提供了确定扫描对象位置的方法，包括：获取扫描对象的投影数据，投影数据是根据射线源在扫描对象的侧向的预定角度范围内向扫描对象发射的射线生成的；基于投影数据确定扫描对象的边界；以及基于扫描对象的边界确定扫描对象的实际位置。
根据该实施例，能够容易地确定扫描对象的实际位置，进而能够执行与扫描位置相关的调整。
根据示例性实施例，基于投影数据确定扫描对象的边界包括：基于投影数据确定在接收射线的传感器上射线强度的数值发生超过预定值的变化的位置；以及基于位置确定扫描对象的边界。
根据该实施例，能够根据传感器对射线的接收值确定扫描对象的边界。
根据示例性实施例，基于投影数据确定扫描对象的边界包括：根据投影数据获取定位像；以及基于定位像中扫描对象的边界确定扫描对象的边界。
根据该实施例，能够根据扫描获得的定位像确定扫描对象的边界。
根据示例性实施例，射线源发射用于扫描的射线，扫描对象位于扫描床上，射线源围绕扫描对象相对转动，并且扫描床能够承载扫描对象相对于射线源沿着相对转动的旋转轴移动，射线具有扇形射束，并且，根据投影数据获取定位像包括：针对多个投影数据，提取扇形射束在相同方向子线束；根据多个投影数据的多个子线束生成重排投影数据；以及根据重排投影数据获取扫描对象的定位像。
根据该实施例，能够基于射线源绕扫描对象相对转动并发射扇形射束的扫描生成等同于平行射线照射扫描对象时得到的投影数据。
根据示例性实施例，根据多个投影数据的多个子线束生成重排投影数据包括：针对每个子线束，根据射线扫描扫描对象时旋转轴的方向的对应位置，估计扫描对象在扫描过程中的预定时间时的估计位置；以及针对多个子线束，基于估计位置对齐扫描对象在重排投影数据中的位置以生成重排投影数据。
根据该实施例，通过估计扫描对象的位置并针对多个子线束对齐扫描对象在重排投影数据中的位置，从而得到等效在预定时间使用平行射束照射扫描对象的投影数据，避免了使用扇形射束照射扫描对象时因扫描对象的位置摆放不准确造成的误差。
根据示例性实施例，射线具有平行射束或扇形射束。
根据该实施例，能够避免扫描受患者待扫描区域偏离扫描中心的影响。
根据示例性实施例，基于扫描对象的边界确定扫描对象的实际位置包括：基于扫描对象的边界确定扫描对象的轮廓最上沿与轮廓最下沿在竖直方向的中点；以及基于中点确定扫描对象的实际位置。
根据该实施例，能够容易确定扫描对象的实际位置。
根据示例性实施例，基于扫描对象的边界确定扫描对象的实际位置包括：对扫描对象的上轮廓曲线和下轮廓曲线的竖直位置值取平均值以获取射线源的旋转轴的方向的至少一个中点的值；对至少一个中点的值取平均值以确定扫描对象在竖直方向的中心；以及基于中心确定扫描对象的实际位置。
根据该实施例，能够精确确定扫描对象的实际位置。
根据示例性实施例，还包括：获取扫描对象的预定扫描位置；以及移动扫描床使扫描对象从实际位置移动到预定扫描位置。
根据该实施例，能够将扫描对象置于预定扫描位置。
根据示例性实施例，预定扫描位置是扫描对象位于射线源的扫描中心时的基准扫描位置。
根据该实施例，能够将扫描对象置于扫描中心，便于对扫描对象更精确地进行各类扫描。
根据另一个方面，还提供了确定扫描对象位置的装置，包括：投影数据获取模块，被配置为获取扫描对象的投影数据，投影数据是根据射线源在扫描对象的侧向的预定角度范围内向扫描对象发射的射线生成的；边界获取模块，被配置为基于投影数据确定扫描对象的边界；以及实际位置获取模块，被配置为基于扫描对象的边界确定扫描对象的实际位置。
根据该实施例，能够容易地确定扫描对象的实际位置，进而能够执行与扫描位置相关的调整。
根据示例性实施例，基于投影数据确定扫描对象的边界包括：基于投影数据确定在接收射线的传感器上射线强度的数值发生超过预定值的变化的位置；以及基于位置确定扫描对象的边界。
根据该实施例，能够根据传感器对射线的接收值确定扫描对象的边界。
根据示例性实施例，基于投影数据确定扫描对象的边界包括：根据投影数据获取定位像；以及基于定位像中扫描对象的边界确定扫描对象的边界。
根据该实施例，能够根据扫描获得的定位像确定扫描对象的边界。
根据示例性实施例，射线源发射用于扫描的射线，扫描对象位于扫描床上，射线源围绕扫描对象相对转动，并且扫描床能够承载扫描对象相对于射线源沿着相对转动的旋转轴移动，射线具有扇形射束，并且，根据投影数据获取定位像包括：针对多个投影数据，提取扇形射束在相同方向子线束；根据多个投影数据的多个子线束生成重排投影数据；以及根据重排投影数据获取扫描对象的定位像。
根据该实施例，能够基于射线源绕扫描对象相对转动并发射扇形射束的扫描生成等同于平行射线照射扫描对象时得到的投影数据。
根据示例性实施例，根据多个投影数据的多个子线束生成重排投影数据包括：针对每个子线束，根据射线扫描扫描对象时旋转轴的方向的对应位置，估计扫描对象在扫描过程中的预定时间时的估计位置；以及针对多个子线束，基于估计位置对齐扫描对象在重排投影数据中的位置以生成重排投影数据。
根据该实施例，通过估计扫描对象的位置并针对多个子线束对齐扫描对象在重排投影数据中的位置，从而得到等效在预定时间使用平行射束照射扫描对象的投影数据，避免了使用扇形射束照射扫描对象时因扫描对象的位置摆放不准确造成的误差。
根据示例性实施例，射线具有平行射束或扇形射束。
根据该实施例，能够避免扫描受患者待扫描区域偏离扫描中心的影响。
根据示例性实施例，基于扫描对象的边界确定扫描对象的实际位置包括：基于扫描对象的边界确定扫描对象的轮廓最上沿与轮廓最下沿在竖直方向的中点；以及基于中点确定扫描对象的实际位置。
根据该实施例，能够容易确定扫描对象的实际位置。
根据示例性实施例，基于扫描对象的边界确定扫描对象的实际位置包括：对扫描对象的上轮廓曲线和下轮廓曲线的竖直位置值取平均值以获取射线源的旋转轴的方向的至少一个中点的值；对至少一个中点的值取平均值以确定扫描对象在竖直方向的中心；以及基于中心确定扫描对象的实际位置。
根据该实施例，能够精确确定扫描对象的实际位置。
根据示例性实施例，还包括：获取扫描对象的预定扫描位置；以及移动扫描床使扫描对象从实际位置移动到预定扫描位置。
根据该实施例，能够将扫描对象置于预定扫描位置。
根据示例性实施例，预定扫描位置是扫描对象位于射线源的扫描中心时的基准扫描位置。
根据该实施例，能够将扫描对象置于扫描中心，便于对扫描对象更精确地进行各类扫描。
根据另一个方面，还提供了一种计算机可读存储介质，计算机可读存储介质存储有指令，指令在被包括计算机可读存储介质的计算机执行时，使计算机执行上述方法。
根据该实施例，能够容易地确定扫描对象的实际位置，进而能够执行与扫描位置相关的调整。
附图说明
下面将通过参照附图详细描述本申请的优选实施例，使本领域的普通技术人员更清楚本申请的上述及其它特征和优点，附图中：
图1为一种医学图像***的示意图。
图2为一种扫描装置的示意图。
图3为本申请实施例的一种医学图像生成方法的流程图。
图4为本申请实施例的一种医学图像生成方法的流程图。
图5是本申请实施例的从反向投影数据提取等效投影数据的原理示意图。
图6为本申请实施例的将从反向投影数据中提取的等效投影数据***正向投影数据的示意图。
图7为本申请实施例的提取等效投影数据的示意图。
图8为本申请实施例的提取重组投影数据的示意图。
图9为本申请实施例的投影数据重排的示意图。
图10为采用本申请实施例的医学图像生成方法生成的定位像与传统定位像的对比。
图11为本申请实施例的射线源电流调制的示意图。
图12为本申请实施例的图像生成装置的示意图。
图13为本申请实施例的生成扫描对象的三维衰减图的方法的流程图；
图14为本申请实施例的生成扫描对象的三维衰减图的装置的框图；
图15为扫描对象被放置在扫描***的中心位置的示意图；
图16为扫描对象被放置为向下偏离射线源的转动轴的示意图；
图17为根据本申请实施例的扫描原理的示意图；
图18示出了根据本公开一个实施例的生成CT患者待扫描区域的三维衰减图的方法生成的三维分布图以及该三维分布图在待扫描区域的不同断层位置(床位)处的衰减的角度分布和不同扫描角度下的衰减纵向分布；
图19示出患者在扫描时的摆放位置；
图20示出了通过常规扫描方式获得的定位图像以及通过并行重组的方式获得的定位图像的比较，以及衰减轮廓的比较；
图21是根据本申请的确定扫描对象位置的方法的流程图；
图22是根据本申请的确定扫描对象位置的装置的框图；
图23是根据本申请对患者扫描得到的投影数据的示意图；
图24是根据本申请移动患者的示意图；
图25是根据本申请获得等效平移投影数据的示意图；
图26是确定扫描对象的实际位置的示意图。
其中，附图标记如下：
具体实施方式
为使本申请的目的、技术方案和优点更加清楚，以下举实施例对本申请进一步详细说明。
图1为一种医学图像***的示意图。如图1所示，该医学图像***包括扫描装置100和医学图像生成装置200。
扫描装置100是执行扫描、获得投影数据的装置。扫描装置100可以包括，例如，射线源20和探测器30。射线源20可以发出射线束，穿过扫描对象后，被探测器30接收。射线源20可以是X射线发生装置、γ射线发生装置，等。探测器30是一个探测器阵列，用于将探测到的射线转换为投影数据。
医学图像生成装置200是利用扫描过程中探测器30获得的投影数据生成医学图像。医学图像生成装置200可以包括定位像生成模块50和断层图像生成模块60。定位像生成模块50可以利用定位扫描过程中产生的数字信号生成定位像。断层图像生成模块60 可以利用断层扫描过程中产生的数字信号生成断层图像。
图2为一种扫描装置的示意图。如图2所示，该扫描装置100包括机架10、射线源20、探测器30和扫描床40。
其中，射线源20和探测器30都固定在机架10上，可以随着机架10旋转。
扫描床40用于承载扫描对象，并能够沿机架10的旋转轴方向移动。
对于断层扫描，在图2的例子中，机架10能够以Z轴为轴，沿图中所示的方向旋转，扫描床40能够沿Z轴的负方向移动，进入扫描区域。旋转过程中，射线源20发出射线束21。射线束21穿过扫描床40上的扫描对象后由探测器30接收并转换为数字信号。也即，该扫描过程可以等效为，扫描床40固定时，对扫描对象按照图中的螺旋线所指示的方向进行了螺旋扫描。
对于定位扫描，一种方法采用静态扫描的方式，即扫描床40移动，而机架10不旋转，射线源20固定在所需的曝光角度对扫描对象进行扫描。由于断层扫描需要机架10 转动，定位扫描后，需要对机架10进行加速，使其从静止切换到旋转状态以进行后续的断层扫描；检查下一个扫描对象时，需要对机架10进行减速，使其从高速旋转状态变为静止。这种频繁的旋转-静止-旋转的切换会导致检查时间较长，降低组件的使用寿命。另一种方法在机架10旋转状态下进行定位扫描，利用每次射线源20经过所需曝光角度时获得的投影数据生成定位像。这种方式需要每次射线源20经过该曝光角度时所扫描的区域无缝衔接，扫描床40的移动速度较慢，因此定位像的生成速度较慢，耗时较多。
本申请实施例提供了一种医学图像生成方法，通过采用射线源从两个相反方向扫描时产生的投影数据生成定位像，从而加快定位像生成速度。图3为本申请实施例的一种医学图像生成方法的流程图。如图3所示，该方法可以包括以下步骤。
步骤S31，在射线源10旋转过程中获得扫描对象的投影数据；
步骤S32，使用投影数据中相反的两个扫描方向对应的投影数据生成一个扫描方向上扫描对象的定位像。
其中，扫描方向用于表示所述射线源与所述扫描对象的相对位置关系。由于射线源20 发出的射线束通常是发散的很多条射线组成，为了描述方便，可以用位于射线源20发出的射线束中心的射线的方向，或射线源20中心到所述射线源20旋转轴的垂线方向，来指代扫描方向。
扫描对象可以是人或动物的身体、或器官、或特定部位。投影数据描述一个数据阵列。该数据阵列对应数据探测器30中的传感器阵列，每个传感器产生一个点的数据。
由于扫描对象在相反的两个方向具有相同的射线穿透效果，因此可以将反向的投影数据与正向的投影数据一起用于生成所需角度的定位像。相比仅使用单一方向的投影数据生成定位像，使用相反两个方向的投影数据可以允许更大的机架旋转速度和/或更大的扫描床移动速度，因此能显著地缩短定位像的生成时间。
这里，“正向”“反向”用于简化表示目标扫描方向及其相反的扫描方向，并且可能表示一个方向范围或角度范围，而不一定表示一个具体的方向或角度。
在使用两个相反扫描方向的投影数据生成定位像时，考虑到反向射线束中不同射线的路径，对反向投影数据进行处理，可以提高定位像的图像质量。图4为本申请实施例的一种医学图像生成方法的流程图。如图4所示，该方法可以包括以下步骤。
步骤S41，从第一扫描方向所属的第一方向范围对应的投影数据中提取出第二扫描方向对应的等效投影数据。
步骤S42，将等效投影数据***第二扫描方向对应的投影数据。
这里，第二扫描方向是所需的定位像对应的扫描方向，也称为目标方向。第一扫描方向与第二扫描方向相反。第一扫描方向所属的第一方向范围是包括第一扫描方向的一个具有预设大小的方向范围，用于从中提取出目标扫描方向对应的等效投影数据。第一方向范围可以根据所需的扫描射线束的形状来确定。
等效投影数据是利用反向投影数据得出的、用于模拟正向扫描效果的投影数据，与正向投影效果相似。图5是本申请实施例的从反向投影数据提取等效投影数据的原理示意图。如图5所示，定位扫描时，机架10以逆时针方向旋转，扫描对象70随着扫描床 40沿Z轴的反方向移动。假设目标扫描方向为射线源20发出的射线束51所示的方向。射线束51包括多条射向不同方向的射线。射线源20在另一位置发出的射线束53包括一条射线52，与射线束51中的一条射线的角度一致。也即，当射线52与射线束51中的一条射线在空间中重合时，它们对应的投影数据是一致的。类似地，在射线源20从T21 时刻到T2n时刻之间的发出的每个射线束中都能找到一条与射线束51中的一条射线方向一致的射线，例如在Tm时刻发出的射线52。因此，可以从T21时刻到T2n时刻之间的投影数据中提取出等效投影数据，用于模拟射线源在T21到T2n时间范围内的T20时刻从目标扫描方向发出的射线束产生的投影数据。这里的“模拟”是指，得出实际并不存在的T20时刻的目标扫描方向的射线束产生的投影数据。这里的“等效投影数据”实际上与目标扫描方向的射线束产生的投影数据并不完全一致，因为T21时刻到T2n时刻之间的发出的每个射线束对应的Z轴位置是不一样的，将Z轴位置有细小差异的投影数据结合起来得到的“等效投影数据”，是对目标扫描方向的一个变形的射线束产生的投影数据的模拟。例如，射线源20发出的射线束产生的投影是矩形的，从反向的多个射线束中提取的等效投影数据对应的投影可能是平行四边形的；对于投影为平行四边形的等效投影数据，可以从其它数据中提取出数据来将该平行四边形填补成矩形，也可以丢弃其中的部分数据从而将平行四边形裁剪为矩形，以得到最终使用的等效投影数据。
提取出等效投影数据后，可以将其***正向的目标扫描方向对应的投影数据中。图 6为本申请实施例的将从反向投影数据中提取的等效投影数据***正向投影数据的示意图。如图6所示，射线源20在时刻T1、T3、T5旋转到目标扫描方向，在时刻T21～T2n、 T41～T4n、T61～T6n旋转至目标扫描方向的反向范围。从时刻T21～T2n的多个射线束61 对应的投影数据中可以提取出用于模拟射线源20在时刻T2从目标扫描方向发出的射线束62的投影数据。需要说明的是，在时刻T2，射线源20实际上并没有从目标扫描方向发出射线束62，该射线束62是用反向的射线束模拟的，因此用虚线表示。同理，可以从时刻T41～T4n、T61～T6n的多个射线束对应的投影数据中分别提取出用于模拟射线源 20在时刻T4、T6从目标扫描方向发出的射线束的投影数据。其中，T2、T4、T6分别是时刻T21～T2n、T41～T4n、T61～T6n中的时刻。这样，利用相反的两个方向的投影数据可以等效于仅使用单个方向的投影数据的方案中，其它参数相同时，扫描床40的移动速度为本申请实施例中扫描床40移动速度的一半时获得的目标扫描方向的投影数据。因此，本申请实施例的定位扫描耗时更短。
这样，在考虑到反向射线的路径后，从反向的投影数据中提取出模拟正向扫描的投影数据，可以提高定位像的图像质量。
提取等效投影数据时，可以根据需要采用不同的提取方法，提取不同的投影数据的集合。一些实施例中，可以针对预设方向范围内的多个扫描方向，从这多个扫描方向中的每个扫描方向对应的投影数据中提取出一个子线束对应的线投影数据，并对提取出的各线投影数据进行重排，得到等效投影数据。其中，子线束可以是，射线源20在该扫描方向发出的射线束中，在机架10平面上的投影与扫描床40所属平面的夹角在预设角度范围内的射线集合。各子线束的角度范围取决于定位像的精度要求。可以对射线源20的扫描角度(即射线束在机架10平面的投影的角度)进行预先分割，得到多个预设角度范围。一些实施例中，该预设角度范围可以取较小的值，此时，子线束在机架10平面上的投影可以近似为一条线。也即，从Z轴方向看，每个子线束可近似为一条线，因此，其投影数据在这里简称为线投影数据。预设方向范围内的多个扫描方向可以是从该预设方向范围内，以预设的角度间隔选取的多个扫描方向。预设的角度间隔可以根据需求，例如根据计算量、定位像准确度等因素，来确定。这样，在目标方向的相反方向所在的方向范围内，从射线源发出的多个射线束中分别选取特定角度范围的子线束，将这些子线束的投影数据重排可以得到等效的目标方向的投影数据。这种以子线束为单位的细粒度的数据提取和重排，能够提高定位像的图像质量。
各实施例中，根据需要重构的射线束的形状，提取线投影数据时采用的预设角度范围，可以是分别为每个扫描方向设置的不同的角度范围，也可以是统一设置的同一个角度范围。
例如，可以从扫描方向对应的投影数据中提取出射线源在第二扫描方向发出的射线束所覆盖角度范围内的一个子角度范围对应的子线束的线投影数据。其中，多个扫描方向对应不同的子角度范围。这样，提取出的子线束具有不同方向，将其投影数据重排可以构成模拟的、射线源在目标扫描方向发出的发散状的射线束的投影数据，因此，得到的定位像的图像质量与传统方法生成的定位像的质量相当。
又例如，可以从多个扫描方向对应的投影数据中分别提取出具有同一预设角度范围的子线束对应的线投影数据。图7为本申请实施例的提取等效投影数据的示意图。如图7所示，从射线源20在时刻T21～T2n发出的各个射线束中可以提取出具有相同预设角度范围的子线束的投影数据。为了简洁，将子线束近似为一条线，并在图7中由虚线示出。这样，提取出的各子线束的投影数据可以等效为一个虚拟的平行射线源80在T2时刻发射出的平行的射线束对应的投影数据。其中，该相同的角度范围可以以所述第二扫描方向为中心。也即，提取的各子线束的近似方向为，从目标扫描方向扫描时，射线源20中心到所述射线源20旋转轴的垂线方向，也就是期望的定位像的扫描角度。这样，通过提取近似平行的子线束对应的投影数据，可以避免扫描对象位置偏离射线源旋转中心时，发散的射线束导致的定位像中扫描对象尺寸偏差，从而使得后续的剂量估计结果更加准确。
下面举例子来说明定位像的生成过程。
例如，医学成像设备为CT设备，假设探测器30获取的一个射线束的原始投影数据为：S(βCH，βRow，α)。其中，βCH表示CT射线束在探测器30的通道方向(即垂直于Z 轴的方向)上的打开角度，βRow表示CT射线束在探测器30的行方向(即Z轴方向)上的打开角度。球管(即CT设备的射线源20)在当前扫描过程中累计的旋转角度为：
α＝α0+n·Δα (1)
其中，Δα是扫描时每个读数的曝光角度，即每个原始投影数据对应的扫描角度。
可以根据机架10的旋转速度和扫描床40的移动速度，对获取的原始数据、以及经过各探测器通道和扇形束几何形状的原始分布进一步处理后的数据进行重新排序和插值，来计算定位像。
对于每个投影数据，角度为α的投影的z位置与扫描参数(例如，Z方向的准直宽度Wcoll、机架10每转对应的扫描床40的进给量(也叫螺距Pf)、截止当前扫描的总转数Nrd等)之间都存在相关性。
则投影数据的轴向位置可以计算为：
考虑到同一投影数据中，每行中的数据的Z轴位置为：
此处的Wcoll表示准直X射线束的宽度，Pf是螺距，Wcoll·Pf等于每次旋转扫描床的移动量。
通过以上计算，对于每个角度为α的扇形射线束投影数据，每个原始数据元素都可以根据(3)在Z轴方向上定位。然后，可以使用预定义的Z轴网格将投影数据转换为 D(θCH,Z,α)，用于生成定位像。
一些例子中，当模拟射线源20从正向发出的射线束时，可以根据射线束的几何形状，通过在相邻角度和相邻Z位置之间进行插值，直接从投影数据中得出定位像中的元素，即
LR(x,Z,α)＝D(θCH,Z,α) (4)
对于螺距大于1.0的扫描，LR(x,Z,α)在Z轴上存在数据间隙。可以从反向范围(即第一方向范围)提取的等效投影数据填充该数据间隙。
LRRR(x,Z,α)＝f(βCH,βROW,α),Z(βROW,α),RB(α,θch)) (5)
即，射线源20在反向范围内时的定位像数据来自反向投影数据的函数，该投影数据的Z位置为根据球管角度和探测器行的函数、球管角度和通道数θch的函数计算得到的。
因此，输出的定位像可以是从直接读数LRDR(x,Z)和反向读数LRRR(x,Z)得到的合并图像：
LRfinal(x,Z,α)＝LRDR(x,Z,α)+LRRR(x,Z,α) (6)
此外，探测器30在机架10相对的两个位置上时，传感器阵列的方向是相反的，因此，在获得等效投影数据时，需要对提取出的各个线投影数据进行重排。例如，重排时，可以将提取出的每个子线束中各点对应的点投影数据以相反的顺序重新排列。又例如，重排时，可以将各个子线束的投影数据按照第二扫描方向中各射线角度的顺序进行重新排列。可见，由于扫描方向不同，投影数据的顺序不同、从不同扫描方向的射线束提取出的子线束的顺序也与所模拟的目标方向上射线束中各子线束的顺序也不同，对其进行重排可以正确地重构出等效的目标方向的投影数据。
一些实施例中，正向的投影数据也可以是从目标扫描方向所在的一个方向范围内的各扫描方向对应的投影数据提取得到的。也即，从第二扫描方向所属的第二预设方向范围对应的投影数据中提取第二扫描方向对应的重组投影数据，作为第二扫描方向对应的投影数据。图8为本申请实施例的提取重组投影数据的示意图。如图8所示，可以从射线源20在时刻T11～T1n之间发射的多个射线束的投影数据中分别提取一个子线束(图中用虚线表示)的投影数据。子线束可以是，一个扫描方向对应的射线束中，在机架平面上的投影与所述扫描床所属平面的夹角在预设角度范围内的射线集合。从多个扫描方向中的每个扫描方向提取的子线束的角度范围可以是为每个扫描方向分别预设的角度范围，或者，也可以是统一设置的相同的角度范围。将提取出的各子线束的投影数据进行重组，可以模拟出实际并不存在的、射线源20在时刻T1发射的所需形状的射线束。其中，T1是 T11～T1n之间的一个时刻。类似“等效投影数据”，“重组投影数据”实际上与目标扫描方向的射线束产生的投影数据并不完全一致，因为T11时刻到T1n时刻之间的发出的每个射线束对应的Z轴位置是不一样的，将Z轴位置有细小差异的投影数据结合起来得到的“重组投影数据”，是对目标扫描方向的一个变形的射线束产生的投影数据的模拟。例如，射线源20发出的射线束产生的投影是矩形的，从正向的多个射线束中提取的重组投影数据对应的投影可能是平行四边形的。对于投影为平行四边形的重组投影数据，可以从其它数据中提取出数据来将该平行四边形填补成矩形，也可以丢弃其中的部分数据从而将平行四边形裁剪为矩形，以得到最终使用的重组投影数据。这样，通过从一个方向范围内的多个射线束产生的投影数据中提取数据，经过重组，成为模拟射线源在目标方向发出的射线束得到的投影数据，可以模拟出射线源在目标位置发出任何所需形状的射线束，满足不同的需求。
一些实施例中，考虑到平行射线束具有避免扫描对象变形的优势，提取重组投影数据时，可以从第二扫描方向所属的第二预设方向范围内的多个扫描方向对应的投影数据中分别提取出具有同一角度范围的子线束对应的第二线投影数据，将各第二线投影数据进行组合，得到重组投影数据。例如，该同一角度范围可以以第二扫描方向为中心。这样，通过提取平行的子线束对应的投影数据，可以避免扫描对象位置偏离射线源旋转中心时，发散的射线束导致的定位像中扫描对象尺寸偏差。
各实施例中，将模拟投影数据***第二扫描方向对应的投影数据时，可以将等效投影数据与第二扫描方向对应的投影数据按各数据的扫描时间的顺序排列。其中，从反向投影数据(即第一扫描方向所属的第一预设方向范围的投影数据)中提取的等效投影数据的扫描时间为反向投影数据的扫描时间。当正向的投影数据是重组投影数据时，重组投影数据的扫描时间为正向投影数据(即第二扫描方向所属的第二预设方向范围的投影数据)对应的扫描时间。图9为本申请实施例的投影数据重排的示意图。如图9所示，从T11～T1n、T31～T3n、T51～T5n的多个射线束(虚线所示)的投影数据中提取出重组投影数据，用于模拟实际并不存在的、射线源20在时刻T1、T3、T5发出的射线束(实线所示)的投影数据。从T21～T2n、T41～T4n的多个射线束(实线所示)的投影数据中提取出的等效投影数据，用于模拟实际并不存在的、射线源20在时刻T2、T4发出的射线束(虚线所示)的投影数据。将这些投影数据按照各自的扫描时间进行重排，作为扫描对象的螺旋扫描数据，用于生成扫描对象的定位像。
下面举例子来说明利用平行射线束生成定位像的过程。
仍以上面的CT设备为例，通过公式(1)、(2)、(3)，对于每个角度为α的扇形射线束投影数据，每个原始数据元素都可以根据(3)在Z轴方向上定位。然后，可以使用预定义的Z轴网格将投影数据转换为D(θCH,Z,α)，用于生成定位像。
一些例子中，当模拟射线源20从正向发出的平行射线束时，可以将投影数据从例如扇形几何形状转换到平行的几何形状并重新排序，导出目标扫描角度θ对应的定位像：
LR(x,Z,θ)＝D(βCH，Z,α) (4)
其中，(x,Z，θ)是(βCH，Z，α)的函数，即平行光束重组的过程。
对于间距系数大于1.0的扫描，LR(x,Z，θ)在Z轴上存在数据间隙。从反向范围(即第一方向范围)提取的等效投影数据填充该数据间隙。
LRRR(x，Z，θ)＝LR(x，Z，θ+180°) (5)
因此，输出定位像可以是从直接投影数据LRDR(x,Z)和等效投影数据LRRR(x,Z)得到的合并图像集：
LRfinal(x，Z,θ)＝LRDR(x,Z,θ)+LRRR(x,Z,θ) (6)
为了进一步缩短定位像的生成时间，可以利用插值的方法获得扫描数据没有覆盖到的区域。也即，在等效投影数据和第二扫描方向的投影数据相拼接的位置，***根据等效投影数据和第二扫描方向对应的投影数据计算得到的插值数据。这样，通过在相反两个方向的投影数据均未覆盖的区域采用插值，可以进一步缩短定位像的生成时间。
图10为采用本申请实施例的医学图像生成方法生成的定位像与传统定位像的对比。如图10所示，对于同一个头部模型的三个角度的定位扫描，与传统定位像(上排图像)相比，本申请实施例方法生成的定位像(下排)采用合适的参数设置(例如间距因子为 2.0)时，利用旋转投影得到的定位像可以具有与传统定位像相当的图像质量。
以上说明均以生成某一目标扫描方向的定位像为例进行说明的。当需要生成多个角度的定位像时，并不需要进行多次定位扫描，而是利用一次螺旋扫描得到的投影数据，从中提取各个目标扫描方向及其反向的一个方向范围的投影数据，按照各实施例的方法得出各个目标扫描方向的定位像即可，这里不再赘述。
可以看出，本申请的方法只需要使用两个方向范围内的投影数据，因此，可以进行选择性曝光来降低扫描剂量。例如，可以通过对射线源的供电电流进行调制，控制射线源在第一扫描方向所属的第一预设方向范围内、以及第二扫描方向所属的第二预设方向范围内发出射线，在第一预设方向范围和第二预设方向范围之外不发出射线。这样，仅在需要获取投影数据的方向范围内使射线源发出射线，可以减少扫描对象在定位扫描过程中接受的辐射剂量，减少辐射对扫描对象健康的影响。
例如由机架旋转角度触发的射线源曝光控制，或者由***时序计算得出的射线源输出与***时间对应的射线输出函数。
可以基于面向机架旋转角度的球管电流调制，基于旋转定位扫描的剂量可以达到与常规程序相当的水平，同时还保留其优势。图11为本申请实施例的射线源电流调制的示意图。如图11所示，需要扫描的角度范围为，某一角度及其正负二分之一的需要定位像图像范围的扇角。该扇角由所需的射线束的形状而定。例如，该扇角可以是所需的射线束形状在探测器30的通道方向(即垂直于Z轴的方向)上的打开角度。因此电流调制可以是控制曝光开关或者在机架旋转中改变电流大小的方式。电流调制的波形可以是脉冲波，方波，正弦波或者是它们之间的组合。例如，目标扫描方向使用脉冲波，相反方向范围使用方波。如图11所示，横轴表示射线源20的累计旋转角度，左边的纵轴表示射线源20在机架10中的角度，右边的纵轴表示电流输出强度。
一个例子中，采用上面的电流调制方案，当间距因子(即机架10每转对应的扫描床40的进给量)设置为3.0，即使射线曝光电流设置较低，剂量也仍然会比传统定位扫描方式高。
但是，可以采用带有电流调制的旋转定位扫描，可以降低剂量。例如，在提供角度位置为0、90、180和270度的定位像时，可以在一次扫描过程中，从有限的定位扫描范围内获取投影数据生成多个定位像。对于每个定位像，剂量可以是：
Rangetube表示用于每个需要扫描的方向范围。此时，两个相反方向的投影数据可以得到单个方向的定位像，因此每个定位像需要两个方向的投影数据。
各实施例还提供一种医学图像生成装置。图12为本申请实施例的图像生成装置200 的示意图。如图12所示，该图像生成装置200可以包括：数据采集模块231和图像生成模块232。其中，数据采集模块231可以在射线源旋转过程中获得扫描对象的投影数据。图像生成模块可以将投影数据中相反的两个扫描方向对应的投影数据，在扫描床的移动方向上进行拼接，得到扫描对象的定位像。
一些实施例中，医学图像生成装置200还可以包括处理器22和存储器23。存储器23中存储有计算机可读指令形式的数据采集模块231和图像生成模块232，指令可以使处理器22执行数据采集模块231和图像生成模块232的功能，从而实现各实施例的方法。
各实施例还提供一种生成扫描对象的三维衰减图的方法。图13为本申请实施例的生成扫描对象的三维衰减图的方法的流程图。如图13所示，本申请实施例的生成扫描对象的三维衰减图的方法包括：步骤S1301，获取扫描对象的多个投影数据，其中，利用射线源对扫描对象执行扫描，射线源发射扇形射束，扫描对象位于扫描床上，射线源围绕扫描对象相对转动，并且扫描床承载扫描对象相对于射线源沿着相对转动的旋转轴移动。在步骤S1303根据多个投影数据获取对应的多个定位像，各个定位像分别对应于旋转轴的方向的各个位置和射线的各个扫描角度。在步骤S1305，根据多个定位像获取扫描对象在旋转轴的方向的对应位置和射线源的对应扫描角度下对射线的衰减线积分值分布。在步骤S1307，基于衰减线积分值分布获取扫描对象的衰减分布。在步骤S1309，根据衰减分布生成扫描对象的三维衰减图。
应注意，根据本申请实施例的生成扫描对象的三维衰减图的方法中的射线源扫描扫描对象的方法与根据本申请实施例的医学图像生成方法中相同，并且也可以利用生成等效投影数据的方法生成重排投影数据。
根据该实施例，能够基于对扫描对象的旋转扫描生成扫描对象的三维衰减图，从而相应地进行管电流调制、优化曝光剂量。
根据示例性实施例，射线具有扇形射束，并且，根据多个投影数据获取对应的多个定位像还包括：针对多个投影数据中的每个投影数据，提取扇形射束在相同方向子线束；根据多个投影数据的多个子线束生成重排投影数据；以及根据重排投影数据获取扫描对象的定位像。
根据该实施例，能够基于射线源绕扫描对象相对转动并发射扇形射束的扫描生成等同于平行射线照射扫描对象时得到的投影数据，并根据该投影数据生成扫描对象的三维衰减图，避免了三维衰减图的计算受患者待扫描区域偏离扫描中心的影响，从而能够精确地进行管电流调制、优化曝光剂量。
根据示例性实施例，根据多个投影数据的多个子线束生成重排投影数据包括：针对每个子线束，根据射线扫描扫描对象时旋转轴的方向的对应位置，估计扫描对象在扫描过程中的预定时间时的估计位置；以及针对多个子线束，基于估计位置对齐扫描对象在重排投影数据中的位置以生成重排投影数据。
根据该实施例，通过估计扫描对象的位置并针对多个子线束对齐扫描对象在重排投影数据中的位置，从而得到等效在预定时间使用平行射束照射扫描对象的投影数据，避免了使用扇形射束照射扫描对象时因扫描对象的位置摆放不准确造成的误差。
根据示例性实施例，扫描的射线具有平行射束。
根据该实施例，能够容易地获取定位像。
根据示例性实施例，获取衰减线积分值分布包括：获取扫描对象在旋转轴的方向的各个位置中的每个位置对应的截面中的多个扫描点的多个衰减值。
根据该实施例，能够确定用于生成衰减分布的衰减线积分值。
根据示例性实施例，获取扫描对象的衰减分布包括：针对每个截面对应的多个衰减值，获取多个衰减值中的最大值或多个衰减值的积分值；以及针对多个定位像对应的旋转轴的方向的各个位置和射线源对应的各个扫描角度，根据最大值或积分值获取衰减分布。
根据该实施例，能够确定用于生成三维衰减图的衰减分布。
根据另一个方面，还提供了一种生成扫描对象的三维衰减图的装置。图14为本申请实施例的生成扫描对象的三维衰减图的装置的框图。如图14所示，本申请实施例的生成扫描对象的三维衰减图的装置1400包括：扫描数据获取模块1401、定位像生成模块1403、线积分值分布获取模块1405、衰减分布获取模块1407和三维衰减图获取模块1409。
扫描数据获取模块1401被配置为获取扫描对象的多个投影数据，其中，利用射线源对扫描对象执行扫描，射线源发射用于扫描的射线，扫描对象位于扫描床上，射线源围绕扫描对象相对转动，并且扫描床能够承载扫描对象相对于射线源沿着相对转动的旋转轴移动。
定位像生成模块1403被配置为根据多个投影数据获取对应的多个定位像，各个定位像分别对应于旋转轴的方向的各个位置和射线的各个扫描角度。
线积分值分布获取模块1405被配置为根据多个定位像获取扫描对象在旋转轴的方向的对应位置和射线源的对应扫描角度下对射线的衰减线积分值分布。
衰减分布获取模块1407被配置为基于衰减线积分值分布获取扫描对象的衰减分布。
三维衰减图获取模块1409被配置为根据衰减分布生成扫描对象的三维衰减图。
根据该实施例，能够基于对扫描对象的旋转扫描生成扫描对象的三维衰减图，从而相应地进行管电流调制、优化曝光剂量。
根据示例性实施例，射线具有扇形射束，并且，根据多个投影数据获取对应的多个定位像还包括：针对多个投影数据中的每个投影数据，提取扇形射束在相同方向子线束；根据多个投影数据的多个子线束生成重排投影数据；以及根据重排投影数据获取扫描对象的定位像。
根据该实施例，能够基于射线源绕扫描对象相对转动并发射扇形射束的扫描生成等同于平行射线照射扫描对象时得到的投影数据，并根据该投影数据生成扫描对象的三维衰减图，避免了三维衰减图的计算受患者待扫描区域偏离扫描中心的影响，从而能够精确地进行管电流调制、优化曝光剂量。
根据示例性实施例，根据多个投影数据的多个子线束生成重排投影数据包括：针对每个子线束，根据射线扫描扫描对象时旋转轴的方向的对应位置，估计扫描对象在扫描过程中的预定时间时的估计位置；以及针对多个子线束，基于估计位置对齐扫描对象在重排投影数据中的位置以生成重排投影数据。
根据该实施例，通过估计扫描对象的位置并针对多个子线束对齐扫描对象在重排投影数据中的位置，从而得到等效在预定时间使用平行射束照射扫描对象的投影数据，避免了使用扇形射束照射扫描对象时因扫描对象的位置摆放不准确造成的误差。
根据示例性实施例，扫描的射线具有平行射束。
根据该实施例，能够容易地获取定位像。
根据示例性实施例，获取衰减线积分值分布包括：获取扫描对象在旋转轴的方向的各个位置中的每个位置对应的截面中的多个扫描点的多个衰减值。
根据该实施例，能够确定用于生成衰减分布的衰减线积分值。
根据示例性实施例，获取扫描对象的衰减分布包括：针对每个截面对应的多个衰减值，获取多个衰减值中的最大值或多个衰减值的积分值；以及针对多个定位像对应的旋转轴的方向的各个位置和射线源对应的各个扫描角度，根据最大值或积分值获取衰减分布。
根据该实施例，能够确定用于生成三维衰减图的衰减分布。
具体地，例如，根据本公开具体实施例，利用X射线(射线源)对患者(扫描对象) 的待扫描区域执行扫描，以获取扫描数据，其中，X射线具有扇形射束，待扫描区域相对于发射X射线的射线源沿着扫描床的长度方向移动，并且射线源围绕待扫描区域相对转动。
在CT扫描中，患者沿着扫描床的长度方向躺在扫描床上，随着扫描床的移动进入CT扫描腔。
在患者的待扫描区域随着扫描床移动时，射线源围绕待扫描区域旋转，利用从射线源发出的X射线扫描待扫描区域，以获取扫描数据。
具体地，将射线源与检测器匀速围绕患者的待扫描区域旋转，同时扫描床承载患者沿着扫描床长度的方向(即扫描对象与射线源的相对转动的旋转轴)匀速运动来覆盖待扫描区域，以进行扫描，从而获取扫描数据。扫描床的运动方向可以是前进方向也可以是后退方向。
对患者的待扫描区域进行扫描以获取扫描数据的方式并不限于上述方式。
例如，可以是患者的待扫描区域随着扫描床进入扫描腔之后保持不动，射线源在围绕待扫描区域旋转的同时沿着扫描床的长度方向移动，以进行扫描，从而获取扫描数据。射线源沿着扫描床的长度移动的方向可以是前进方向也可以是后退方向。
例如，还可以是患者的待扫描区域随着扫描床移动时，射线源围绕待扫描区域旋转的同时沿着扫描床的长度方向移动，以进行扫描，从而获取扫描数据。
以上仅仅是对患者的待扫描区域进行扫描以获取扫描数据的方式的具体举例，上述方式可以根据实际需要进行调整，只要能够使扫描对象与射线源相对转动即可。
由于以螺旋扫描的方式扫描患者的待扫描区域，由此获得的扫描数据是患者的待扫描区域上各个点在各个扫描角度下的扫描数据，与现有技术中以固定的射线源扫描移动的待扫描区域而获得的扫描数据相比，本公开以上述螺旋扫描的方式获得扫描数据更全面。
具体地，当扫描对象被放置在扫描床上时，扫描对象可能被放置在偏离扫描***的中心位置。例如，扫描对象被放置为向上偏离射线源的转动轴或者向下偏离射线源的转动轴。图15为扫描对象被放置在扫描***的中心位置的示意图。图16为扫描对象被放置为向下偏离射线源的转动轴的示意图。
采用X射线进行扫描时，发射的X射线的强度是已知的，X射线穿过扫描对象时，扫描对象的不同部位对X射线的吸收不同，从而检测器在不同位置接收到的X射线的强度是不同的，这里检测器接收到的X射线强度为扫描数据。
利用X射线扫描前后的强度变化，可以计算出X射线的衰减系数。
为便于理解上述重新组合过程，下面结合图17对上述重新组合的基本原理进行描述。图17为根据本申请实施例的扫描原理的示意图。
如图17所示，具有扇形射束的X射线源围绕患者的待扫描区域进行螺旋扫描，从而检测器能够获取患者的待扫描区域在不同z位置的0至360度范围内不同扫描角度下的投影数据(其中0度对应图5坐标系中当X射线源由X轴正方向往X轴负方向发射X射线的情况)。将由此获取的投影数据从扇形几何形状转换到平行的几何形状并重新排序，可以得到等效于图17中所示的从上至下的平行X射线束同时照射患者的待扫描区域而获得的投影数据LR(s,z,θ)，其中s表示某一确定断层位置的确定扫描角度下衰减分布中的采样点位置，z表示待扫描区域的断层位置(扫描床在旋转轴方向或行进方向的对应位置，也称为待扫描区域的床位)，以及θ表示例如X射线的射线源对待扫描区域上各个点的扫描角度。利用LR(s,z,θ)可以计算出患者的待扫描区域在不同z位置的不同扫描角度下对 X射线的衰减线积分值分布I(s,z,θ)。
对衰减线积分值分布I(s,z,θ)的s方向进行运算即可得衰减分布A(z,θ)，即按如下的式(8)计算：
A(z,θ)＝f(I(s,z,θ)) (8)
其中，f表示从衰减线积分值分布I(s,z,θ)提取衰减分布时对s方向衰减线积分值分布所进行的运算(例如取最大值，积分等)。
以取最大值为例，即对衰减线积分值分布I(s,z,θ)在s方向取最大值，便可生成待扫描区域的三维衰减图。
具体地，可以通过以下式(9)生成患者的所述三维衰减图
A(z,θ)＝exp(max(I(s,z,θ))) (9)
以上为采用对扫描对象的旋转扫描生成扫描对象的三维衰减图的示例。应理解以上的计算方式也可应用于本申请的提及的其他扫描方式。例如，进行旋转扫描的射线源具有扇形射束，定位像是基于扇形射束的投影数据生成的。例如，进行旋转扫描的射线源具有平行射束，定位像是基于扇形射束的投影数据生成的。
图18示出了根据本公开一个实施例生成的三维衰减图以及该三维衰减图在待扫描区域的不同断层位置(床位)处的衰减的角度分布和不同扫描角度下的衰减纵向分布。
图18的(a)示出了根据上述平行重组的方式生成的三维衰减图，其中，xy坐标系对应于图18的(b)中的极坐标系转化的直角坐标系。图18的(b)示出了待扫描区域的不同扫描床位置(例如-1115mm和-1336mm)处的衰减的角度分布，其中，曲线1表示扫描床位置为-1115mm处的衰减的角度分布，曲线2表示扫描床位置为-1336mm处的衰减的角度分布；图18的(c)示出了不同扫描角度(0和30度)下的纵向衰减分布，其中，曲线3表示扫描角度(投影角)为0度下的纵向衰减分布，曲线4表示扫描角度为30度下的纵向衰减分布。
利用X射线对患者的待扫描区域(扫描对象)进行旋转扫描获得扫描数据，在预定角度下对从扫描数据获得的投影数据进行平行重组并计算出待扫描区域的重新排列的衰减分布，避免了三维衰减图的计算受患者待扫描区域偏离扫描中心的影响，从而能够精确地进行管电流调制，优化患者的曝光剂量。
图19示出患者在扫描时的摆放位置。图20示出了通过常规扫描方式获得的定位图像以及通过并行重组的方式获得的定位图像的比较，以及衰减轮廓的比较。
根据常规扫描方式，射线源处于固定的位置，利用从射线源发出的具有扇形射束的X射线对移动中的患者的待扫描区域进行扫描，如图19中的(a)、(b)、(c)所示。
图19的(a)示出了患者的待扫描区域位于扫描中心O，图19的(b)示出了患者的待扫描区域从扫描中心O向检测器的方向偏离150mm，图19的(c)示出了患者的待扫描区域从扫描中心O向射线源的方向偏离150mm，图19的(a)中的实线双箭头表示中心定位的患者投影宽度，图19的(b)中的实线双箭头表示偏离中心定位的患者投影宽度，虚线双箭头表示中心定位的表示患者投影宽度，图19的(c)中的实线双箭头表示偏离中心定位的患者投影宽度，虚线双箭头表示中心定位的表示患者投影宽度。
图20的(a)中示出了常规扫描方式的根据图19的(a)所示的患者的待扫描区域的定位获得的患者的待扫描区域的定位图像。
图20的(b)示出了常规扫描方式的根据图19的(b)所示的患者的待扫描区域的定位获得的患者的待扫描区域的定位图像。
图20的(c)示出了常规扫描方式的根据图19的(c)所示的患者的待扫描区域的定位获得的患者的待扫描区域的定位图像。
图20的(d)示出了本申请的方式的根据图19的(b)所示的患者的待扫描区域的定位获得的待扫描区域的定位图像。
图20的(e)示出了对应于由现有技术根据图19的(a)-(c)所示的患者的待扫描区域的定位以及由本申请的方式的根据图19的(b)所示的患者的待扫描区域的定位生成的衰减图。其中，曲线5对应于图20中的(a)的衰减图，曲线6对应于图20中的(b) 的衰减图，曲线7对应于图20中的(c)的衰减图，以及曲线8对应于图20中的(d) 的衰减图。
在图20中的(a)-(d)中，相对于扫描中心O的患者投影宽度可以从图20中绘示的横线直接反映出来。对于图20的(b)中的患者，患者投影宽度较小，其接收的曝光剂量相对较小，对于图20的(c)中的患者，患者投影宽度较大，其接收曝光剂量相对较大。即，根据常规扫描方式，患者的定位对患者曝光剂量的产生了较大的影响。另外，图20的(b)和图20的(c)中的定位图像相较于图20的(a)中的定位图像，也出现了失真。尽管图20的(d)中的定位图像也是在患者的待扫描区域偏离扫描中心O情况下而获得的，但图20的(e)的衰减图与图20中的(a)的衰减图是近似的，即，本申请技术方案在扫描对象偏离扫描中心时也能得到准确的衰减分布。
三维衰减图可以用于管电流调制。典型的基于管电流调制的自动曝光控制通常通过利用角度因子和纵向因子调制初始管电流I0来实现的，调制的管电流如下所示：
I(z,α)＝I0·Iz(z)·IA(z,α) (10)
其中，I0反映了典型的病人尺寸上的优选的诊断图像质量对应所需要的扫描剂量。纵向因子IZ(z)可以通过沿着扫描轴的解剖学结构分布从定位图像来估计，角度因子IA(z,α) 通常通过实时测量在线计算以在每个采样投影视图反映身体形状变化。
如上所讨论的，对于常规扫描方式来说，基于定位图像，Iz(z)的计算将会受到由于定位而导致的患者投影宽度欠估计/过估计的影响，如图20的(b)和(c)所示，进而调制的管电流I(z,α)将会受到影响。
在本公开中，利用通过对平行重组而重新排列的衰减分布P进行积分而获得患者的待扫描区域的三维衰减图，而该三维衰减图并不受患者投影宽度的影响。
通过引入患者的待扫描区域的典型的衰减参考Aref(z)，式(10)中的纵向因子和角度因子可以组合为IR(z,α)：
则式(10)可以表示为：
I(z,α)＝I0·IR(z,α) (11)
由于计算的A(z,α)不受患者定位偏离扫描中心影响，而衰减参考Aref(z)对于特定待扫描区域是一恒定值，所以，组合IR(z,α)将不会受到患者定位偏离扫描中心的影响，从而提供准确的管调制电流I(z,α)。
本公开的生成待扫描区域的三维衰减图的方法、装置及存储介质，确保了更精确的三维衰减计算，从而改善了当前对偏离扫描中心定位的患者的待扫描区域的管电流调制，同时还避免了定位图像的失真。
根据本申请，通过识别患者身体与空气/床垫之间的锐利边界，可以容易地获得患者的垂直几何轮廓。根据本申请，各实施例还提供确定扫描对象位置的方法。图21是根据本申请的确定扫描对象位置的方法的流程图。如图21所示，根据本申请的确定扫描对象位置的方法包括：步骤S2101，获取扫描对象的投影数据，投影数据是根据射线源在扫描对象的侧向的预定角度范围内向扫描对象发射的射线生成的；基于投影数据确定扫描对象的边界。在步骤S2103，基于投影数据确定扫描对象的边界。在步骤S2105，基于扫描对象的边界确定扫描对象的实际位置。
根据该实施例，能够容易地确定扫描对象的实际位置，进而能够执行与扫描位置相关的调整。
根据示例性实施例，基于投影数据确定扫描对象的边界包括：基于投影数据确定在接收射线的传感器上射线强度的数值发生超过预定值的变化的位置；以及基于位置确定扫描对象的边界。
具体地，当经过扫描对象的边界的射线在传感器上形成投影时，会产生射线读数值的剧烈变化，这是因为扫描对象对射线的吸收而造成的。可以设置一预定值以反映从扫描对象的轮廓内到扫描对象的轮廓外之间的射线的数值变化，使得如果确定数值变化超过该预定值则可以确定检测到扫描对象的投影在传感器上的边界。根据该边界的位置能够进一步确定扫描对象的边界，例如，可以根据传感器与扫描床之间的位置关系进行相应的变化，根据扫描对象的投影在传感器上的边界得出扫描对象的边界。
因此，如上所述，提取扫描对象的边界的数据来源可以基于投影数据。
应理解，在这样的扫描方式中，只需要从扫描对象的侧向的预定角度范围内采用射线扫描扫描对象，射线例如具有扇形射束，也可以具有平行射束。
射线源不必位于扫描对象的正侧方(例如，图24中患者的正左侧或正右侧)，而是可以在该方向偏斜一定角度的范围内执行扫描，根据扫描床(患者)与扫描角度、传感器的相对位置关系，也能够确定扫描对象的边界。
根据该实施例，能够根据传感器对射线的接收值确定扫描对象的边界。
根据示例性实施例，基于投影数据确定扫描对象的边界包括：根据投影数据获取定位像；以及基于定位像中扫描对象的边界确定扫描对象的边界。
根据该实施例，能够根据扫描获得的定位像确定扫描对象的边界。
根据示例性实施例，射线源发射用于扫描的射线，扫描对象位于扫描床上，射线源围绕扫描对象相对转动，并且扫描床能够承载扫描对象相对于射线源沿着相对转动的旋转轴移动，射线具有扇形射束，并且，根据投影数据获取定位像包括：针对多个投影数据，提取扇形射束在相同方向子线束；根据多个投影数据的多个子线束生成重排投影数据；以及根据重排投影数据获取扫描对象的定位像。
根据该实施例，能够基于射线源绕扫描对象相对转动并发射扇形射束的扫描生成等同于平行射线照射扫描对象时得到的投影数据。
根据示例性实施例，根据多个投影数据的多个子线束生成重排投影数据包括：针对每个子线束，根据射线扫描扫描对象时旋转轴的方向的对应位置，估计扫描对象在扫描过程中的预定时间时的估计位置；以及针对多个子线束，基于估计位置对齐扫描对象在重排投影数据中的位置以生成重排投影数据。
根据该实施例，通过估计扫描对象的位置并针对多个子线束对齐扫描对象在重排投影数据中的位置，从而得到等效在预定时间使用平行射束照射扫描对象的投影数据，避免了使用扇形射束照射扫描对象时因扫描对象的位置摆放不准确造成的误差。
根据示例性实施例，射线具有平行射束或扇形射束。
根据该实施例，能够避免扫描受患者待扫描区域偏离扫描中心的影响。
因此，如上所述，提取扫描对象的边界的数据来源可以基于定位像。
根据示例性实施例，基于扫描对象的边界确定扫描对象的实际位置包括：基于扫描对象的边界确定扫描对象的轮廓最上沿与轮廓最下沿在竖直方向的中点；以及基于中点确定扫描对象的实际位置。
根据该实施例，能够容易确定扫描对象的实际位置。
根据示例性实施例，基于扫描对象的边界确定扫描对象的实际位置包括：对扫描对象的上轮廓曲线和下轮廓曲线的竖直位置值取平均值以获取射线源的旋转轴的方向的至少一个中点的值；对至少一个中点的值取平均值以确定扫描对象在竖直方向的中心；以及基于中心确定扫描对象的实际位置。
根据该实施例，能够精确确定扫描对象的实际位置。
根据示例性实施例，还包括：获取扫描对象的预定扫描位置；以及移动扫描床使扫描对象从实际位置移动到预定扫描位置。
根据该实施例，能够将扫描对象置于预定扫描位置。
根据示例性实施例，预定扫描位置是扫描对象位于射线源的扫描中心时的基准扫描位置。
根据该实施例，能够将扫描对象置于扫描中心，便于对扫描对象更精确地进行各类扫描。
根据另一个方面，还提供了确定扫描对象位置的装置。图22是根据本申请的确定扫描对象位置的装置的框图。如图22所示，根据本申请的确定扫描对象位置的装置2200 包括：投影数据获取模块2201、边界获取模块2203、实际位置获取模块2205。
投影数据获取模块2201被配置为获取扫描对象的投影数据，投影数据是根据射线源在扫描对象的侧向的预定角度范围内向扫描对象发射的射线生成的。
边界获取模块2203被配置为基于投影数据确定扫描对象的边界。
实际位置获取模块2205被配置为基于扫描对象的边界确定扫描对象的实际位置。
根据该实施例，能够容易地确定扫描对象的实际位置，进而能够执行与扫描位置相关的调整。
根据示例性实施例，基于投影数据确定扫描对象的边界包括：基于投影数据确定在接收射线的传感器上射线强度的数值发生超过预定值的变化的位置；以及基于位置确定扫描对象的边界。
根据该实施例，能够根据传感器对射线的接收值确定扫描对象的边界。
根据示例性实施例，基于投影数据确定扫描对象的边界包括：根据投影数据获取定位像；以及基于定位像中扫描对象的边界确定扫描对象的边界。
根据该实施例，能够根据扫描获得的定位像确定扫描对象的边界。
根据示例性实施例，射线源发射用于扫描的射线，扫描对象位于扫描床上，射线源围绕扫描对象相对转动，并且扫描床能够承载扫描对象相对于射线源沿着相对转动的旋转轴移动，射线具有扇形射束，并且，根据投影数据获取定位像包括：针对多个投影数据，提取扇形射束在相同方向子线束；根据多个投影数据的多个子线束生成重排投影数据；以及根据重排投影数据获取扫描对象的定位像。
根据该实施例，能够基于射线源绕扫描对象相对转动并发射扇形射束的扫描生成等同于平行射线照射扫描对象时得到的投影数据。
根据示例性实施例，根据多个投影数据的多个子线束生成重排投影数据包括：针对每个子线束，根据射线扫描扫描对象时旋转轴的方向的对应位置，估计扫描对象在扫描过程中的预定时间时的估计位置；以及针对多个子线束，基于估计位置对齐扫描对象在重排投影数据中的位置以生成重排投影数据。
根据该实施例，通过估计扫描对象的位置并针对多个子线束对齐扫描对象在重排投影数据中的位置，从而得到等效在预定时间使用平行射束照射扫描对象的投影数据，避免了使用扇形射束照射扫描对象时因扫描对象的位置摆放不准确造成的误差。
根据示例性实施例，射线具有平行射束或扇形射束。
根据该实施例，能够避免扫描受患者待扫描区域偏离扫描中心的影响。
根据示例性实施例，基于扫描对象的边界确定扫描对象的实际位置包括：基于扫描对象的边界确定扫描对象的轮廓最上沿与轮廓最下沿在竖直方向的中点；以及基于中点确定扫描对象的实际位置。
根据该实施例，能够容易确定扫描对象的实际位置。
根据示例性实施例，基于扫描对象的边界确定扫描对象的实际位置包括：对扫描对象的上轮廓曲线和下轮廓曲线的竖直位置值取平均值以获取射线源的旋转轴的方向的至少一个中点的值；对至少一个中点的值取平均值以确定扫描对象在竖直方向的中心；以及基于中心确定扫描对象的实际位置。
根据该实施例，能够精确确定扫描对象的实际位置。
根据示例性实施例，还包括：获取扫描对象的预定扫描位置；以及移动扫描床使扫描对象从实际位置移动到预定扫描位置。
根据该实施例，能够将扫描对象置于预定扫描位置。
根据示例性实施例，预定扫描位置是扫描对象位于射线源的扫描中心时的基准扫描位置。
根据该实施例，能够将扫描对象置于扫描中心，便于对扫描对象更精确地进行各类扫描。
具体地，扫描方式可以与本申请上述扫描方式相同。例如，进行旋转扫描的射线源具有扇形射束，定位像是基于扇形射束的投影数据生成的。例如，进行旋转扫描的射线源具有平行射束，定位像是基于扇形射束的投影数据生成的。
图23是根据本申请对患者扫描得到的投影数据的示意图。如图23所示，图23中的(a)示出患者位置低于扫描中心，图23中的(b)示出患者被摆放在扫描中心。
图24是根据本申请移动患者的示意图。如图24所示，图24中的左图示出患者位置低于扫描中心，扫描中心的位置可以被作为预定扫描位置，或者基准扫描位置。在确定了患者位置和预定扫描位置或者基准扫描位置后，可以调整扫描床，从而将患者移动到预定扫描位置或者基准扫描位置。
与用于患者垂直定位的传统方式比较，根据本申请的确定扫描对象位置的方法具有更自动解决方案的集成工作流，不需要额外的智能设备或算法开发，并且完全利用基于当前***设计和自动曝光控制机制的扫描剂量优化。
根据本申请实施例，还提供了在确定例如患者的扫描对象偏离扫描中心之后，不实际移动扫描床，而是基于根据本申请实施例的扫描数据通过计算得到患者位于扫描中心的等效投影数据的技术方案。
图25是根据本申请获得等效平移投影数据的示意图。如图25所示，患者被放置于偏离扫描中心的位置，例如在图25中的低于扫描中心的位置。应理解，患者被放置于高于扫描中心或者低于扫描中心是不受限制的，因为在根据本申请实施例的技术方案中，患者可以处于任意位置，而根据本申请的确定扫描对象位置的方法和装置能够检测该位置，从而在获得等效平移投影数据的过程中通过计算得出投影数据的平移量。
图25示出了患者位于低于扫描中心的位置的视图和假定患者位于扫描中心的示意图。如图25所示，x轴指示扫描床的横向方向，y轴指示垂直于扫描床的方向。已经通过本申请的确定扫描对象位置的方法和装置检测到了患者位于低于扫描中心的位置，并且扫描中心的位置是能够根据扫描***本身直接确定并获取的。p代表根据本申请技术方案重排的子线束的平行射束的照射方向，s代表垂直于平行射束的照射方向的方向。
假设将扫描床移动到扫描中心需要调整的扫描床的高度为ΔD。
根据扫描床调整的高度ΔD，可以计算出θ角度(平行射束与x轴的夹角)相应平行射束的投影数据的偏移量Δs，如下式(12)所示：
Δs＝ΔD·cosθ (12)
基于根据本申请的前述获取平行射束投影数据的LR(s,z,θ)计算出患者位于例如扫描中心的预定位置的虚拟的等效平行射束投影数据(平移后的虚拟投影的数据)，如下式(13) 所示：
LR′(s,z,θ)＝LR(s+Δs,z,θ) (13)
如此能够得出患者位于例如扫描中心的预定位置的虚拟的等效平行射束投影数据，而无需实际操作扫描床进行移动后重新进行扫描来获取投影数据。
接下来可以基于等效平行射束投影数据计算得出假设射线源处于θ角度时发出扇形射束得到的投影数据，这与根据本申请将扇形投影数据转换成平行射束的投影数据是相反的处理过程。具体地，根据本申请对该组等效平行射束投影数据进行扇形射束重排，从而得到扫描对象位于预定位置等效的扇形射束投影数据，如下式(14)所示：
D(θCH,Z,α)＝LR′(s,Z，α) (14)
D(θCH，Z,α)表示的扇形射束投影数据便可用于传统的基于扇形射束投影数据的自动曝光控制算法。此方法可以便利地生成现存自动曝光控制算法可直接使用的投影数据。
根据本申请技术方案，通过对射线源螺旋扫描得到的数据进行处理，执行扇形射束的投影数据与平行射束的投影数据的互相转换，能够通过计算的方式得到扫描对象位于预定位置的投影数据，其中，相对于使用传统的采用扇形射束的固定射线源获得的数据，根据本申请计算方式的转换得到的扇形射束投影数据除了能够直接用于传统使用扇形射束投影数据的处理之外，还能够更准确地反映扫描对象位于预定位置的投影数据。
此处对确定扫描对象的实际位置的方式进行进一步的说明。图26是确定扫描对象的实际位置的示意图。如图26所示，以射线的扇形射束为例(应理解，平行射束也是可行的)，射线源位于扫描对象(位于扫描床上的患者)的图中的左侧(可以在左侧的一定角度范围内)。z轴对应于扫描床的长度方向、行进方向或射线源的旋转轴的方向。y轴对应于竖直方向。x轴对应于横向方向或扫描对象的侧向方向。坐标原点对应于扫描中心。如图26所示，扫描对象低于扫描中心的距离为ΔD。换句话说，如果将扫描对象上移ΔD的距离，可以将扫描对象置于扫描中心。应理解，此处仅以扫描对象低于扫描中心的情况为示例进行说明，而扫描对象也可以高于扫描中心。
通过上述的任一种方式获取扫描对象的边界，如图26的右图所示。其中，分别示出了扫描对象的上轮廓曲线和下轮廓曲线(实线)。对扫描对象的实际位置的确定例如采用如下任一种方法。
方法一：确定扫描对象的轮廓最上沿与轮廓最下沿在竖直方向的中点。如图26所示，轮廓最上沿与轮廓最下沿之间的距离为L，则在L/2处确定竖直方向的中点。例如，可以将该中点视为扫描对象的中点以确定扫描对象的位置，可以容易计算出ΔD以调整扫描床或扫描对象的位置。
方法二：对扫描对象的上轮廓曲线和下轮廓曲线的竖直位置值取平均值以获取射线源的旋转轴的方向的至少一个中点的值。如图26所示，确定了上轮廓曲线和下轮廓曲线之间的一条虚线，该虚线表示在z轴方向的不同位置处，上轮廓曲线和下轮廓曲线的值的平均值的分布。取该分布上各个中点值的平均值可以确定一个中心，可以将该中心视为扫描对象的中心以确定扫描对象的位置，可以容易计算出ΔD以调整扫描床或扫描对象的位置。
综上，获取扫描对象的边界的方式可以基于扇形扫描束或平行束的投影数据，也可以基于扇形扫描束或平行束生成的定位像。确定扫描对象的实际位置的方式可以基于方法一，也可以基于方法二。
换句话说，不管射线源(例如x射线源)螺旋运动与否，不管使用平行束还是扇形束，都可以从侧向的定位像或投影数据得到扫描对象的轮廓，进而确定扫描对象的位置。
基于本申请实施例，能够容易且准确地确定扫描对象的位置，并能够将扫描对象移动到扫描中心以便于各类扫描的执行。
需要说明的是，上述各流程和各结构图中不是所有的步骤和模块都是必须的，可以根据实际的需要忽略某些步骤或模块。各步骤的执行顺序不是固定的，可以根据需要进行调整。各模块的划分仅仅是为了便于描述采用的功能上的划分，实际实现时，一个模块可以分由多个模块实现，多个模块的功能也可以由同一个模块实现，这些模块可以位于同一个设备中，也可以位于不同的设备中。另外，上面描述中采用“第一”、“第二”仅仅为了方便区分具有同一含义的两个对象，并不表示其有实质的区别。
各实施例中的硬件模块可以以硬件方式或硬件平台加软件的方式实现。上述软件包括机器可读指令，存储在非易失性存储介质中。因此，各实施例也可以体现为软件产品。
各例中，硬件可以由专门的硬件或执行机器可读指令的硬件实现。例如，硬件可以为专门设计的永久性电路或逻辑器件(如专用处理器，如FPGA或ASIC)用于完成特定的操作。硬件也可以包括由软件临时配置的可编程逻辑器件或电路(如包括通用处理器或其它可编程处理器)用于执行特定操作。
图中的模块对应的机器可读指令可以使计算机上操作的操作***等来完成这里描述的部分或者全部操作。非易失性计算机可读存储介质可以是***计算机内的扩展板中所设置的存储器中或者写到与计算机相连接的扩展单元中设置的存储器。安装在扩展板或者扩展单元上的CPU等可以根据指令执行部分和全部实际操作。
非易失性计算机可读存储介质包括软盘、硬盘、磁光盘、光盘(如CD-ROM、CD-R、CD-RW、DVD-ROM、DVD-RAM、DVD-RW、DVD+RW)、磁带、非易失性存储卡和 ROM。可选择地，可以由通信网络从服务器计算机上下载程序代码。
综上所述，权利要求的范围不应局限于以上描述的例子中的实施方式，而应当将说明书作为一个整体并给予最宽泛的解释。

Claims (13)

1.一种医学图像生成方法，其特征在于，包括：
在射线源旋转过程中获得扫描对象的投影数据；
使用所述投影数据中相反的两个扫描方向对应的投影数据生成其中一个扫描方向上所述扫描对象的定位像，所述扫描方向用于表示所述射线源与所述扫描对象的相对位置关系；
所述使用所述投影数据中相反的两个扫描方向对应的投影数据生成其中一个扫描方向上所述扫描对象的定位像包括：
从第一扫描方向所属的第一方向范围对应的投影数据中提取出第二扫描方向对应的等效投影数据，并将所述等效投影数据***所述第二扫描方向对应的投影数据，其中，所述第二扫描方向与所述第一扫描方向相反；
从第一扫描方向所属的第一方向范围对应的投影数据中提取出第二扫描方向对应的等效投影数据包括：
针对所述第一方向范围内的多个扫描方向中的每个扫描方向，从所述每个扫描方向对应的投影数据中提取一个子线束对应的线投影数据，所述子线束为，所述射线源在所述扫描方向发出的射线束中，在机架平面上的投影与扫描床所属平面的夹角在预设角度范围内的射线集合；
对提取出的各线投影数据进行重排，得到所述等效投影数据。
2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，从所述扫描方向对应的投影数据中提取一个子线束对应的线投影数据包括：
从所述扫描方向对应的投影数据中提取所述射线源在所述第二扫描方向发出的射线束所覆盖角度范围内的一个子角度范围对应的子线束的线投影数据；
其中，所述多个扫描方向分别对应不同的子角度范围。
3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，从所述扫描方向对应的投影数据中提取一个子线束对应的线投影数据包括：
从所述多个扫描方向对应的投影数据中分别提取出具有同一预设角度范围的子线束对应的线投影数据。
4.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，对提取出的各线投影数据进行重排包括：
将提取出的每个子线束中各点对应的点投影数据以相反的顺序重新排列；
将各个子线束的投影数据按照第二扫描方向中相应子线束的顺序进行重新排列。
5.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，进一步包括：
从所述第二扫描方向所属的第二方向范围对应的投影数据中提取第二扫描方向对应的重组投影数据，作为所述第二扫描方向对应的投影数据。
6.根据权利要求5所述的方法，其特征在于，提取第二扫描方向对应的重组投影数据包括：
针对所述第二方向范围内的多个扫描方向，从所述多个扫描方向中的每个扫描方向对应的投影数据中分别提取一个子线束对应的第二线投影数据，所述子线束为，所述射线源在所述扫描方向发出的射线束中，在机架平面上的投影与扫描床所属平面的夹角在预设角度范围内的射线集合；
将各第二线投影数据进行组合，得到所述重组投影数据。
7.根据权利要求3所述的方法，其特征在于，其中，所述同一预设角度范围以所述第二扫描方向为中心。
8.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，进一步包括：
在所述等效投影数据和所述第二扫描方向的投影数据相拼接的位置，***根据所述等效投影数据和第二扫描方向对应的投影数据计算得到的插值数据。
9.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，进一步包括：
通过对所述射线源的供电电流进行调制，控制所述射线源在所述第一扫描方向所属的第一方向范围内、以及所述第二扫描方向所属的第二方向范围内发出的射线强度大于在所述第一方向范围和第二方向范围之外发出的射线强度。
10.一种医学图像生成装置，其特征在于，包括：
数据采集模块，用于在射线源旋转过程中获得扫描对象的投影数据；
图像生成模块，用于使用所述投影数据中相反的两个扫描方向对应的投影数据生成其中一个扫描方向上所述扫描对象的定位像，所述扫描方向用于表示所述射线源与所述扫描对象的相对位置关系；
所述使用所述投影数据中相反的两个扫描方向对应的投影数据生成其中一个扫描方向上所述扫描对象的定位像包括：
从第一扫描方向所属的第一方向范围对应的投影数据中提取出第二扫描方向对应的等效投影数据，并将所述等效投影数据***所述第二扫描方向对应的投影数据，其中，所述第二扫描方向与所述第一扫描方向相反；
其中，从第一扫描方向所属的第一方向范围对应的投影数据中提取出第二扫描方向对应的等效投影数据包括：
针对所述第一方向范围内的多个扫描方向中的每个扫描方向，从所述每个扫描方向对应的投影数据中提取一个子线束对应的线投影数据，所述子线束为，所述射线源在所述扫描方向发出的射线束中，在机架平面上的投影与扫描床所属平面的夹角在预设角度范围内的射线集合；
对提取出的各线投影数据进行重排，得到所述等效投影数据。
11.一种医学图像生成装置，其特征在于，包括：处理器和存储器，所述存储器中存储有计算机可读指令，所述指令可以使所述处理器执行根据权利要求1-9中任一权利要求所述的方法。
12.一种医学图像生成***，其特征在于，包括：
扫描装置，用于在射线源旋转过程中获得扫描对象的投影数据；
图像生成装置，用于执行根据权利要求1-9中任一权利要求所述的方法，以生成所述扫描对象的定位像。
13.一种计算机可读存储介质，存储有计算机可读指令，其特征在于，所述指令可以使一个或多个处理器执行根据权利要求1-9中任一权利要求所述的方法。
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Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20240225576A1 (en) * 2023-01-10 2024-07-11 Epica International, Inc. Radiological imaging device with improved scouting functionality

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH06121794A (ja) * 1992-08-28 1994-05-06 Toshiba Corp コンピュータ断層撮影装置
JP2002186612A (ja) * 2000-12-14 2002-07-02 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｘ線ｃｔ装置
JP2004174005A (ja) * 2002-11-28 2004-06-24 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｘ線ｃｔ装置
JP2007159878A (ja) * 2005-12-15 2007-06-28 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｘ線ｃｔ装置およびそのｘ線ｃｔ画像再構成方法
JP2009089810A (ja) * 2007-10-05 2009-04-30 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｘ線ｃｔ装置
CN102451014A (zh) * 2010-10-20 2012-05-16 上海西门子医疗器械有限公司 一种ct设备以及一种定位像的成像方法

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5524130A (en) 1992-08-28 1996-06-04 Kabushiki Kaisha Toshiba Computed tomography apparatus
JP2005185718A (ja) * 2003-12-26 2005-07-14 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 放射線断層撮像装置および撮像方法
EP1986551A1 (en) * 2006-04-19 2008-11-05 Philips Intellectual Property & Standards GmbH Cone beam computed tomography with multiple partial scanning trajectories
US8031828B1 (en) * 2010-04-30 2011-10-04 General Electric Company Method and apparatus for computed tomography
US9420976B2 (en) * 2014-03-19 2016-08-23 General Electric Company Systems and methods for optimized source collimation
KR101643286B1 (ko) * 2014-09-04 2016-07-29 삼성전자주식회사 의료 영상 장치 및 그 제어방법
US10561391B2 (en) * 2016-08-18 2020-02-18 General Electric Company Methods and systems for computed tomography

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH06121794A (ja) * 1992-08-28 1994-05-06 Toshiba Corp コンピュータ断層撮影装置
JP2002186612A (ja) * 2000-12-14 2002-07-02 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｘ線ｃｔ装置
JP2004174005A (ja) * 2002-11-28 2004-06-24 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｘ線ｃｔ装置
JP2007159878A (ja) * 2005-12-15 2007-06-28 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｘ線ｃｔ装置およびそのｘ線ｃｔ画像再構成方法
JP2009089810A (ja) * 2007-10-05 2009-04-30 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｘ線ｃｔ装置
CN102451014A (zh) * 2010-10-20 2012-05-16 上海西门子医疗器械有限公司 一种ct设备以及一种定位像的成像方法

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