X射线计算机层析摄影设备的制作方法

专利名称：X射线计算机层析摄影设备的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种用于测量用户上臂中血压的血压计。
技术背景通常，在其类型为能借助于限制血液流动的袖带自动缠绕用户 上臂的血压计中，血压计包括具有插孔的袖带部件，用户能将其上 臂插入穿过所述插孔。袖带部件具有用于限制血液流动的袖带以及 用于通过张紧袖带来允许袖带缠绕在上臂周围的袖带佩戴机构。然 而，在袖带部件的插孔以特定倾斜角固定的情况下，根据血压计所 放置的工作台的高度和用户的身体尺寸，用户可能不能以适合的姿 势测量其血压。因此，提供了一种血压计，其中袖带部件枢转地连接至放置在 例如工作台上的基座部件，以使得能改变袖带部件相对于水平面的倾斜角。然而，日本专利申请公开No.2004-254882中公开的血压 计要求用户用另一手臂来调节袖带部件并保持袖带部件的角度。发明内容本发明提供了一种能允许用户易于以适当的姿势测量血压的 血压计。根据本发明的一个方面，提供了一种血压计，其包括基座部 件；袖带部件，其具有用于限制血液流动的袖带，该袖带部件以如 此的方式连接至基座部件以使得袖带部件相对于水平面的角度可 在一个角度范围内变化；以及弹簧偏压部件，用于在不使用袖带部 件时使袖带部件返回至袖带部件的可变角度范围内的预定角度处因此，禾,低X射线管电压的层析图像CSI-Low和高X射线管电压的层析 图像CSI-High的图像重构割牛，根据图像质量的目标值，调整表示X射线管电 压相雜息的針层析图像，即，经历所谓的双兽遣扫描的^h层析图像。也 就是说，测量经历双肯遣扫描的^图像重构的层析图像的图像质量，多个X 射线管电压的层析图像的图像重构条件以这样一种方式反馈，这样，测量的图 像质量与经历双能量扫描的最终层析图像的图像质量的目标值一致，从而能够 调整多个X射线管^^层析图像的图像质量。顺便说一句，在战实施例中，分别改变X射线管电压80kV的齡层析 图像和X射线管电压140kV的^层析图像的图像重构条件，以分别重构X射 线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的^h层析图像和优fW能 量图像的图像质量。然而，当在将低X射线管电压的S^数据和高X射线管电 压的,数据经历加权处理获得的投影空间中进行图像重构时，改变在投影空 间中的图像飾割牛，以优舰肖譴图像的图像质量。[第二实施例I第二实施例 这样的实施例，其中调整多个以X射线管电压为基础的层 析图像的成像条件，使得对应于图像质量目标的指数值给予经历双能量扫描的^h层析图像并且指数值是满意的。图13是，基于指定的图像质量指数值、经历双能量扫描的旨层析图像的图像重构的流程图。在步骤Bl ，基于指定的图像质量指数值设定双肯遣扫描的成像条件。 在步骤B2，基于预先要求的阴影数据设定各个X射线管电压的成像^#。 在步骤B3，显示各个X射线管电压的成像^j牛。在步骤B4，判断患者曝光的方面是否出现问题。如果得到回答是YES，那 么流程继续到步骤B5。如果得到回答是NO，另卩么流程继续到步骤B7。 在步骤B5，以X射线管电压80kV进行成像。 在步骤B6，以X射线管电压140kV进行成像。此后，流程继续到图11的步骤C1。也就是说，当经历双會遣扫描的对应 的层析图像不满足图像质量的目标指数值，即，第一实施例中所述的图像噪声 指数值，M图像W3处理改变图像重构条件，这样满足图像质量的指数值， 再次进行图像重构。在步骤B7，手动修改各个X射线管电压的成像条件。在步骤B8，显示各个X射线管电压的图像质量的指数值和^i^双能量扫描 的針层析图像的图像质量的指数值，并显示患者的曝光剂量。在步骤B9，判断是否患者的辐射曝光舰够的图像质量下没有任何问题。 如果得到回答为"是"，那么^f呈继续到步骤B5。如果得到回答为"否"，那么 ^f呈返回到步骤B7。在步骤B1到B4，和步骤B7到B9，基于预先指定的图像质量的指数值设 定双育遣扫描的成像剝牛。当低于高X射线管电压的成像条件的X射线管电流 相对^H氏X射线管电压的成像斜牛改变时，关于对应于阴影的图像噪声的CT 的标准偏差sd的改变，不同阴影的旨尺寸和不同加权系数的比率wl/w2会被 予跌存储在存储制牛7中。多个X射线管电压层析图像的图像质量的指数做 经历双能量扫描的最终层析图像的图像质量的指数值分配给各个X射线管电压 的每个层析图像。如果对X射线发生器没有特别的限制，那么低X射线管电压 的每个层析图像的图像质量和高X射线管电压的每个层析图像的图像质量尽可 育哋设定为大致相等。在患者的摄影时，鄉艮踪图像摄影时得到对应于患者X射线穿透路径长度 的积分值的轮廓面积。利用成像剝牛表，齡基于阴影的双能量扫描，每个阴 影对应于大约等于患者轮廓面积的轮廓面积，可以确定或限定满足经历双能量 扫描的层析图像的目标图像质量指标值的多个X射线管电压的成像^f牛,例如， 噪声指数值，即，低X射线端电压的X射线管电流值和高X射线管电压的X 射线管电流值。顺便说一句，此时，低X射线管电压的每个层析图像的图像噪 声和高X射线管电压的每个层析图像的图像噪声，设定为彼此大约相等。因此，雌预先在存储器件7中存储己知的低X射线管电压的齡层析图 像的曝光齐懂和高X射线管电压的齡层析图像的曝光齐糧的图戯。另外， 考虑至咖縣数，低X射线管电压的层析图像的曝光剂量和高X射线管电压的 层析M的曝光剂量可以设定为大约相等或大约一致。图14 (a)是彰示各个成像刹牛的曝光齐懂的曲线图。此时的处理流程在图 14 (b)中示出。在步骤N1，执行患者的足鹏图像摄影。在步骤N2，从患者的足脇图像确定在给定z坐标位置的轮廓范围PA (z)。在步骤N3，确定旨对应于在给定的患者z坐标位置的轮廓范围PA (z) 的阴影的双會遣扫描的成像割牛表。在步骤N4,确定预期被提取的物质在X射线管电压80kV和140kV下的各 个X射线吸收系数值并确定加权系数之间的比率wl/w2。在步骤N5 ，从步骤N3确定的双育遣扫描的成像劍牛表确定等于比率wl/w2 的成像条件表。在步骤N6，当根据经历双能量扫描的层析图像的目标图像质量指数值确定 或限定低X射线管电压的X射线管电流和高X射线管电压的X射线管电流时， 确定或限定各个X射线管电流，使得低X射线管电压的曝光剂量和高X射线管 电压的曝光剂量彼i^目等。在第二实施例中，以，方式，可以调整多个X射线管电压的层析图像的 成像剝特咽像重构割牛，使得用于图像质量的指数值给予经历双能量扫描的 层析图像，并且图像质量的指数值是满意的。[第三实施例]第三实施例表示这样的实施例，其中当低X射线管电压的层析图像和高X 射线管电压的层析图像的位置在经历双能量扫描的层析图像中变换或移动时， 在经历双能量扫描的每个层析图像中发5tt配准伪像，进行配准或对准校正， 从而将经历双肖遣扫描的层析图像的图像质量优化到目标图像质量的指数值。 处理的流程如图15所示。图15是，用于层析图像对准的双能量扫描的图像,的漸呈图。在步骤C31，指定在双能量扫描时预期被提取的物质，并且指定图像质量 附旨数值。当预期被提取或强调造影剂时，例如，可以去除CT值接雌影剂的 钙成分，诸如，钙化物、骨麟。相反，当预期被提取药成分或强调钙成分时， 诸如，钙化物、骨麟，可以消除CT值接近转成分的造影剂。当预期被提取月旨 肪成分或强调脂肪成分时，同样可以去除构成软组织的水成分。当想要以类似 的方式提船K成分或强调水成分时，可以去除脂肪成分。因此，指定^M定预 期被提取的物质和想要去除的物质，设定相应的成像条件。图像噪声，即，各 刊象素CT值的标准偏差sd正好用作图像质量附旨数值。在步骤C32,从患者的5鹏图像确定患者的*轮廓范围。基于大约相同 轮廓范围的阴影i^g限定MX射线管电压的成像割牛。为了确定患者足鹏图像的轮廓范围，在图2的,重构流程图中的步骤P4的预处理之后，lte患者 鹏方向范围的部位可以加到已经经历对数转换的X射线鄉娜中或求与已 经经历对数转换的X射线投影数据的积分。在步骤C33，显示补X射线管电压的成像剝特卩有关辐射曝光的信息。 CTDI (CT齐lJ量指数)和DLP (剂量长度乘积)(Dose Length Products)正常显 示为曝光信息。在步骤C34， M^作者提出问题从而判断是否进行成像^^牛确认。如果得到回答是"是"，那么流程继续到步骤C35。如果得到回答是"否"，那么流程继续到步骤C44。在步骤C35,以X射线管电压80kV进行成像。在步骤C36,以X射线管电压140kV进行成像。在步骤C37，图像重构X射线管电压80kV的^层析图像。在步骤C38，图像重构X射线管电压140kV的*层析图像。在步骤C39， X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的层析图像彼自准。后面将利用图16和17描述这种对准。在步骤C40， X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的层析图像经历加权舰以图像重构经历双能量扫描的每个层析图像。 在步骤C41,测量经历双能量扫描的每个层析图像的图像质量。 在步骤C42，判断经历双能量扫描的每个层析图像的图像质量是否满足指数值。如果得到回答为"是"，那么流程继续到步骤C43。如果得到回答为"否"，那么流程继续到步骤C45。在步骤C43，显示经历双能量扫描的旨层析图像。 在步骤C44，手动修改，正成像割牛并流程返回到步骤C33。 在步骤C45，改变各个X射线管电压的层析图像的图像重构条件并流程返回到步骤C37。在步骤C31至步骤C34、和步骤C44，以与第二实施例类似的方式限定各 个X射线管电压的X射线管电流，其中确定的图像质量的指数值f辦满赵圣历 双兽遣扫描的层析图像，从而确定成像条件。使操作者确认X射线管电压的成 像条件，该成像割牛是在此时确定的。如果需要从患者曝光等的角度校正成像 剝牛，另卩么操作者手动修喊舰成像斜牛。在步骤C35至步骤C43、和步骤C45，当以与第一和第二实施例类似的方 式、经历双能量扫描最终获得的层析图像不满足图像质量的诸如噪声指数值的 目标指数值时，再次对在多个X射线管电压获取的X射线投影娜进行图像重构处理，并且改变图像m^j处理的条件，使得满足各个X射线管电压的各个层析图像的图像质量指数值，从而满足多个X射线管电压的层析图像的图像质量。 结果，能够满足经历双肯遣扫描的最终层析图像的图像厲量。< X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的层析图像的对图16是标对外切矩形SR的齡分割范围进行对准处理的鹏的图。这 是 ^在步骤C39所述的X射线管电压80kV的层析图像CSI-80kV和X射线 管电压140kV的层析图像CSI-140kV的对准的图。图16 (a)表示X射线管电压80kV的层析图像CSI-80kV,图16 (b) X射线管电压140kV的层析图像CSI-140kV。如图16 (d)所^13i对患者的 f^廓嫩卜形进行二元化(binarizing)处理，提取X射线管电压140kV的层析图 像CSI-140kV。然后，包括轮廓的外切矩形SR例如被分害喊8份。X射线管电压140kV的分割的外切矩形D-SR之一与X射线管电压80kV 的层析图像CSI-80kV对准，如图16 (c)所示。顿准时实施校正操作或计算。 X射线管电压140kV的其它分害啲外切矩形D-SR随后也与X射线管电压80kV 的层析图像CSI-80kV对准。因此，如图16 (e)所示分割的X射线管电压140kV 的外切矩形D-SR与X射线管电压80kV的层析图像CSI-80kV结合。图17中 示出，M的^lf呈。图17是标双Mfi扫描处理的流程图，其中外切矩SR的齡分割范围进 行对准。在步骤Dl,执行X射线管电压80kV的成像。 在步骤D2，执行X射线管电压140kV的成像。在步骤D3，基于二元化阈ita行二元化，用于从X射线管电压140kV的 层析图像CSI-140kV提取患者身体表面的轮廓敏卜形，并且粉卜切矩形SR分 割成8份。后面将利用图18描述在步骤D3中确定患者的外切矩形SR的8个 分割范围的处理、ii^呈。在步骤D4, X射线管电压140kV的层析图像CSI-140kV的分割的外切矩形SR的范围经历对X射线管电压80kV的层析图像CSI-80kV的二维相关算术 操作或计算。然后，由二维相关计算的最大值或局部最大值的位置、或峰值散 布确定X方向的位移量Ax和y方向的位移量Ay。由二维相关计算的最大值或 局部最大值的峰值扩散^的半全宽最大值FWHM确定縮放倍率。后面利用图 19来详细解释。在步骤D5，由二维相关计算的局部最大值的位置确定位置的变换，动和 縮放倍率。在步骤D6，判断是否完成X射线管电压140kV的层析图像CSI-140kV的 分割的外切矩形SR的所有范围相对于X射线管电压80kV的层析图像CSI-80kV 的对准。如果得到回答为"是"，那么^f呈继续到步骤D7。如果得至l徊答为"否"， 那么流程返回至陟骤D4。在步骤D7，结合X射线管电压140kV的层析图像CSI-140kV的分割的外 切矩形SR的范围。在步骤D8， X射线管电压80kV的层析图像CSI-80kV和X射线管电压 140kV的层析图像CSI-140kV经历加权处理。在步骤D9，显示经历双能量扫描的层析图像。
患者外切矩形SR的分寧>〉图18是标确定患者的外切矩形SR的8个分割范围的处理的、淑呈图，并 且显示了步骤D3的细节。在步骤L1， i^f亍二元化处理。在步骤L1的二元化处理时，可以取得在患 者和空气之间育辦进行分离的二元化阈值，以提取患者身体表面的轮廓或外形。 因此，可以^顿诸如CT值—50， 一100等的值。二元化图M过在步骤L2 的连续范围编号处理(标记处理)形成每连续二维范围编号的标签区域。在步骤L2， iafi^续范围编号处理(标记处理)。在步骤L3，提取表示患者各个部位的连续范围并确定外切矩形SR。在步 骤L3，连续的二维范围中的一个，其假定是患者的连续二维范围，被依照该区 域、夕卜切矩形SR的尺寸、圆形的程度等进行提取在步骤L4，确定由外切矩形SR分成8份的矩形范围D-SR。在步骤L4， 外切矩形SR ilil在步骤L3提取的患者的连续二维范围的夕卜切矩形SR的起点 (xS， yS)和终点(xS+Lx， yS+Ly)可以分成8，形面积。《二维相关计^ 下面棚述图17中步骤D4的二维相关计算。图19是^1过二维相关计算对准鹏的 的图。在图19 (a)中示出 X射线管电压80kV的层析图像CSI-80kV和经历矩形分割的X射线管电压 140kV的层析图像CSI-140kV。图19 (b)中示出相关量CR1 (x， y)变化的一 个实例。假定在X射线管电压140kV的分割外切矩形SR上层析图像的各个像素值 定义为g140 (x, y)， X射线管电压80kV的层析图像CSI-80kV的^^像素值 定义为g80 (x， y)，皿将X射线管电压140kV的层析图像CSI-140kV的外 切矩形SR的范围相对于X射线管电压80kV的层析图像CSI-80kV实施二维相 关计算获得的相^S CR1 (x, y)皿如下(方程式13)。然而，X射线管电 压140kV的层析图像的区域假定为Arl40， X射线管电压80kV的层析图像的区 域假定为Ar80。[方程式13]<formula>formula see original document page 37</formula>13)
在图19 (b)中，相关量CRl(x, y)在从xy平面的原点0移动^换(Ax， Ay)的^S呈现为局部最大值的峰值。峰值的半幅全宽FWHM在x方向使用 Dlx,且在y方向采用Dly。在图19 (b)中所示的厶x和Ay X射线管电压140kV的层析图像 CSI-140kV的分割矩形范围，和X射线管电压80kV的层析图像CSI-80kV的位 移量。从下面(方程式140)所述的峰值的半幅全宽分别确定x方向的缩放倍率 和y方向的縮放倍率。顺便说一下，在下面的方程式中Lx和Ly分别对应于分 割矩形范围的x方向这侧的长度和其y方向这侧的长度。滩式14]<formula>formula see original document page 37</formula><formula>formula see original document page 37</formula>... (14)
X射线管电压140kV的层析图像的矩形范围g140 (x， y)的x和y坐* 过下面(方程式15)的这些缩放倍率dx和rly，禾口位移量(厶x, Ay)被坐标 转换成X和Y。因此，X射线管电压140kV的层析图像CSI-140kV的矩形范围 育辦与X射线管腿80kV的层析图像的相应像素值g (x， y)对准。然而，(xC， yC)表示X射线管电压140kV的层析图像CSI-140kV的矩形范围的中心坐标。 [方程式15]<formula>formula see original document page 38</formula>，…(15)顺便说一下，此时，尽管x方向的縮放倍率rlx和y方向的缩放倍率rly被 如(方程式14)定义，但是根据齡层析图像的图像质量，由于二维相关计算 的峰值扩散程度，x和y方向的放大倍率可以乘以校正系数kx和ky，这样使得 x方向的放大倍率定义为kxTlx， y方向的放大倍率定义为kyrly。因此，如果 根据*层析图像的图像质量需要校正系数kx和ky ，那么方文大倍率如上所述可 以乘以校正系数。顺便说一下，期待校正系数kx和ky达到娥接近1的值， 其对应于在(0， 2)范围内的值。顺便说一下，在本实施例中，尽管X射线管 电压M0kV的层析图像CSI-140kV被分割自应于x方向一分为二和y方向一 分为四的8个矩形范围，并且与X射线管电压80kV的层析图像CSI-80kV对准， X射线管电压80kV的层析图像CSI-80kV可以被分割并且与X射线管电压 140kV的层析图像CSI-140kV对准。不是必须M割数设定为8。即使根据^层析图像的矩阵尺寸、其图像质 fi^改变分割数，可以获^^似的效果。虽,CT值范围内的所有iM于二维 相关计算，但是即^K有在CT值范围内的相同值，例如，只有大于CT值0的 ,于二维相关计算，可以获^^似的，。图20是表示外切矩形范围产生重叠瞎况的图。在图17的步骤D4至步骤D7中，结合X射线管电压140kV的层析图像被 分成8份的矩形的范围D-SR。然而，存在这样的情况，在结^ii界线上产生间 断的伪像并且在连接部分结合的层析图像不连续。为了避免这种情况，层析图 像的於分割范围被设定^^:的范围，如图20 (a)所示，并腿行对准M。 例如，在图20 (a)中用矩形范围A和矩形范围B ，当它们相互产生M 时进行对准处理。也就是说，X射线管电压140kV的层析图像的矩形范围在矩 形范围A和B对准的处理对放大的矩形范围A和B起作用。在如此处理的矩形范围A和B之间的边界部分，如图20 (b)所示的加权 系数wa (x， y)和wb (x， y)鹏用于进行力敝处理。力口权系数wa (x, y) 和wb (x, y)的和总是"1"并且保持不变，如下面的方程式中所鋭的。wa (x， y) +wb (x， y) =1Mm8个分害啲矩形范围进行加权系数wa (x， y)的加权处理，X射线 管电压140kV的对准层析图,续和平滑地连接。虽然在图20 (b)中使用线 性加I5^数，变化更平滑的多维和多项幼卩权系数可以使用。<第四实施例〉第四实施例是表^^样的实施例，即在X射线管电压信息的层析图像、经 历双肯遣扫描的层析图像、或多个X射线管电压的层析图像的三维显示或MPR 显示时，优化层析图像平面方向的变换或位移，即，xy平面的位移。也就是说， 第四实施例恭示这样的实施例，即当检测xy平面内的变换，校正多个X射线管 电压的层析图像，从而优化经历双倉遣扫描的每个层析图像的图像质量和三维 显示图像和/或MPR显示图像的图像质量。当低X射线管电压的层析图像CSI-Low和高X射线管电压的层析图像 CSI-High iiil常规扫描或电影扫描专门職时，以常规扫描或电影扫描时位于 xy平面内的层析图像的位置可以移动或变换每个z方向坐标位置。此时，釆用 有效层析图像对准校正和未配准伪像减少的双肯遣扫描方法。图21时描述以常规扫描或电影扫描位于xy平面内层析图像的位置的变换 的图。雜这样一些清况，例如，当如图21 (a)所示在z方向坐标(z0， zl)的 范围、z方向坐标(zl， z2)的范围和z方向坐标(z2， z3)的范围进行三次常 规扫描或电影扫描时，在各个常规扫描或电影扫描期间，在xy平面的位置会移 动或变换并且从而沿z方向看时层析图像不连续。在双能量扫描的情况下，X 射线管电压80kV的^层析图像在xy平面的位置和X射线管电压140kV的每 个层析图像在xy平面的位置可能变换。例如，在第一z方向坐标位置M31常规扫描或电影扫描m的层析图像数 是32。它们被假定为从ImgO (x， y)至Img31 (x， y)。例如，在第二z方向 坐标位置ffi^常规扫描或电影扫描摄影的层析图像数也是32。它们被假定为从 Img32 (x， y)至Img63 (x， y)。例如，在第三z方向坐标位置舰常规扫描或电影扫描摄影的层析图像数也是32。它们被假定为从Img64 (x， y)至lmg95 (x， y)。当在各个z方向坐标位置的常规扫描或电影扫描的中'IM^置被在下面瞎况 下进行限定时，即使在沿z方向看时微相同的情况下，在补z方向坐标位 置il31常规扫描或电影扫描摄影的层析图像的位置会移动或变换。当层析图像在xy平面方向重新投影显示时，它们如图21 (b)所示被显示。 在z方向坐标(z0， zl)的范围的第一z方向坐标位置、M31常规扫描或电影扫 描获得的层析图像ImgO (x， y)至lmg31 (x, y)的中心坐标^g假定为(xcl， ycl)。在z方向坐标(zl， z2)的范围的第二z方向坐标位置、通il常规扫描或 电影扫描获得的层析图像Img32 (x, y)至lmg63 (x， y)的中心坐标位置假定 为(xc2， yc2)。在z方向坐标(z2, z3)的范围的第三z方向坐标位置、i131 常规扫描或电影扫描获得的层析图像Img64 (x， y)至lmg95 (x， y)的中心坐 标，假定为(xc3， yc3)。M (xcl, ycl)、 (xc2， yc2)、禾卩(xc3， yc3)如下面(方程式16)所表 达。然而，齡层析图像的图像矩阵大小假定为NXN像素。[方程式16]<formula>formula see original document page 40</formula>,力在沿z方向看患者形状相同或患者皿大致相同的情况下，使第二和第三 常规扫描或电影的层析图像的中心位置于第一常规扫描或电影扫描的层析图像 的中A教置一致。也就是说，第二和第三常规扫描或电影的层析图像根据向量 (xcl-xc2, ycl-yc2)移动，换，而不移动第一常规扫描或电影扫描的层析图 像。另外，第三常规扫描或电影扫描的层析图像根据向量(xcl-xc3， ycl-yc3) 移动。因此，在xy平面上其位置进行了变换的层析图娜过在齡z方向坐标 位置进行常规扫描或电影扫描的上述层析图像对准校正而对准。已知一种进行 ，校正的位置校正方法，以消除备个z方向坐标位置在常规扫描或电影扫描的Z方向边界的层析图像之间的变换，其中沿Z方向看皿变化很大的区域被摄影，或沿z方向看皿变化很大的患者被摄影。图22是描述消除z方向边界上的层析图像之间变换的，校正的图，其中 图22 (a)是表示xz平面MPR图像的图，图22 (b)是表示yz平面MPR图像 的图。作为例子如图22 (a)和22 (b)所示，在z方向坐标位置旨M31常规扫 描或电影扫描,的层析图像数是32。它们被假定为从ImgO (x， y)至lmg31 (x， y)。在第二z方向坐标^g^H131常规扫描或电影扫描,的层析图像 数也是32。它们被假定为从Img32 (x， y)至lmg63 (x， y)。在第三z方向坐 标位置每^131常规扫描或电影扫描摄影的层析图像数也是32。它们被假定为 从lmg64 (x， y)至lmg95 (x， y)。在这种情况下，为了将第一常规扫描或电影扫描的层析图像与第二常规扫 描或电影扫描的层析图像对准，在第一常规扫描或电影扫描下的边界部分的层 析图像Img31禾tl在第二常规扫描或电影扫描下的边界部分的层析图像Img32需 要相;ot准。为了将第二常规扫描或电影扫描的层析图像与第三常规扫描或电 影扫描的层析图像对准，在第二常规扫描或电影扫描下的边界部分的层析图像 Img64和在第三常规扫描或电影扫描下的边界部分的层析图像Img64相，准。 下面示出利用旨MPR图,行这种对准的方法。如图22 (a〉所^f寺别是在xz平面的MPR图像中的y-ycl的MPR图像 中，在层析图像Img31 (x， y)中患糊界的x坐标假定为xls和xle。当层析 图像Img32 (x， y)的患，界的x坐标定义为x2s和x2e，层析图像Img32 (x， y)和在第二 z坐标位置通过常规扫描或电影扫描得到的层析图像沿x方向Mii 下列(方程式n)移动^^换。[方程式17]<formula>formula see original document page 41</formula>以类似的方式如图22 (a)所示特别是在xz平面的MPR图像中的y=yc2 的MPR图像中，在层析图像Img63 (x， y)中患糊界的x坐标假定为x2s和 x2e。当层析图像Img64 (x， y)的患者边界的x坐标走义为x3s和x3e，层析 图像Img64 (x， y)和在第二 z坐标位置M51常规扫描或电影扫描得到的层析图 像沿x方向i!31下列(方程式18)移动。[方程式18<formula>formula see original document page 42</formula>18)
以类似的方式如图22 (b)所，别是在yz平面的MPR图像中的x=xcl 的MPR图像中，在层析图像Img31 (x， y)中患者边界的y坐标假定为yls和 yle。当层析图像Img32 (x， y)的患，界的y坐标定义为y2s和y2e时，层 析图像Img32 (x， y)和在第二z坐标位置Mil常规扫描或电影扫描得到的层析 图像沿y方向通过下列(方程式19)变换。[方程式19]<formula>formula see original document page 42</formula>以类似的方式如图22 (b)所^f寺别是在yz平面的MPR图像中的x=xc2 的MPR图像中，在层析图像Img63 (x, y)中患者边界的y坐标假定为y2s和 y2e。当层析图像Img64 (x， y)的患，界的y坐标定义为y3s和y3e时，层 析图像Img64 (x， y)禾B在第二z坐标位置M常规扫描或电影扫描得到的层析 图像沿y方向ffl31下列(方程式20)变换。[方程式20]<formula>formula see original document page 42</formula>(20)因此，根据在第一 Z方向坐标位置il31常规扫描或电影扫描获得的层析图 像的xy平面的^fi，在第二和第三z方向坐标位置M常规扫描或电影扫描获 得的层析图像的xy平面的位置可以经历位置变换校正。图23是恭卞在xy平面已经校正变换的双能量扫描的处理流程图。 在步骤Dl 1 ，成像或摄影X射线管电压80kV的层析图像。 在步骤D12，成像或摄影X射线管电压140kV的层析图像。 在步骤D13，图象重构X射线管电压80kV的层析图像。 在步骤D14,三维显示/MPR显示X射线管电压80kV的层析图像。 在步骤D15，判断在X射线管电压80kV的层析图像的xy平面方向的变换 是否存在。如果得至U回答为"是"，那么流程继续到步骤D16。如果得到回答为"否"，那么^i继续到步骤D22。在步骤D16，图像重构X射线管电压140kV的层析图像。在步骤D17，三维显示/MPR显示X射线管电压140kV的层析图像。在步骤D18,判断在X射线管电压140kV的层析图像的xy平面方向的变 换是否存在。如果得到回答是"是"，那么流程继续到步骤D19。如果得到回答 是"否"，那么流程继续到步骤D24。在步骤D19，判断在X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV 的层析图像的xy平面方向的变换是否存在。如果得到回答是"是"，那么流程 继续到步骤D20。如果得到回答是"否"，那么流程继续到步骤D26。在步骤D20，根据X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV 的层析图像的加权处理，图像重构双能量扫描的*层析图像。在步骤D21 ，显示双肖遣扫描的层析图像或三维显示图^/MPR显示图像。在步骤D22，确定在xy方向的变换量。在步骤D23，确定反映变换量的图像m变量，并且流程返回到步骤D13。 在步骤D24,确定在xy方向的变换量。在步骤D25，确定反应变换量的图像重构变量，并且流程返回到步骤D16。 在步骤D26，确定在xy方向的变换量。在步骤D27，确定用于移动^换X射线管电压140kV的层析图像的图像 重构变量，并且流程返回到步骤D16。在步骤D15、 18和19，根据±3^处理，检测层析图像在xy平面是否存在 变换。在如上所述的步骤D22、 D24和D26确定在xy方向的变换量。M如在步骤D23、 D25和D27的情况下改变用于图像重构处理的图像重 构变量，il51移动这些变换量，可以进行位置变换或未配准校正。换句话说， 可以进行基于层析图像平面的位置移动或变换处理。在M X射线CT设备100中，根据本发明的X射线CT设备或X射线CT 图像WJ方法，产生能够实现优化经历双能量扫描的每个层析图像的空间分辨 率及其噪声的X射线CT设备的效果。顺便说一下，根据预期被强调的原子和 预期被消除的原子，ffl31该原子的多个X射线管电压的X射线吸收系数确定加 权舰的力卩权系数，即使在任何图像重构方法的情况下。虽然在上述实施例中80kV用作低X射线管电压、140kV用作高X射线管电压，但即使在其它x射线管电压下也肖嫩产生类似的效果。虽縦本发明中，转诸如骨骼或转化部位、和在造影剂中所含的碘用作预期被提取的原子，或预 期被强调的原子，但是即使提取或强调其它原子也育滩产生类似的效果。顺便说一下，在本发明中采用的图像重构方法可以是基于通常已知的Fddkamp方法 的三维图像重构方法。另外，可以使用不同的三维图像重构方法。换言之，可 以釆用二维图像重构。虽然上述实施例描述不使用X射线CT设备的X射线自动曝光机构的情况， 但是即使在1顿X射线CT设备的X实现自动曝光机构，兽辦产生类似的效果。 也就是说，由跟踪图像确定患者在各个z方向坐标位置的几何特性值，诸如， 轮廓范围和椭圆度等。根据其z方向的轮廓范围和椭圆度等的变化调整z方向 坐标位置的X射线管电流，从而让z方向坐标位置的层析图像的噪声保持不变。 对应于X射线管电压80kV的W^层析图像和X射线管电压140kV的^层析 图像的被标定为X射线管电压80kV和X射线管电压140kV的图像噪声指数值 被定义，从而X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的层析图 像在於z方向坐标^S也产生不变的图像噪声。因此，经历双M1扫描的每 个层析图像在z方向也育辦产生不变的图像噪声，该层析图^M: X射线管电 压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的层析图像的加权处理被图像重构。虽然，实施例描述了扫描台架20不倾斜的情况，但是即使在扫描台架20 倾斜的0fi胃慨斜扫描的情况下也兽^产生类似的效果。虽然本发明还描述了 X 射线 获取与生物信号不同步的情况，但是即使X射线数据获取与生物信号 特别是心脏信号同步也育嫩产生类似的效果。虽然，实施例描述了具有二维X射线数据探测器的X射线CT设备，但 是即使在具有行X射线探测器的X射线CT设备的情况下也冑嫩产生类似的效 果。顺便说一下，在本实施例中，舰沿z方向移动驗台10的轮脚架12，实 现螺旋扫描、可变间距螺旋扫描和螺旋往复扫描。实现常规扫描或电影扫描的VN方向扫描位置之间的移动。然而，即使M:分别移动扫描台架20或相对^台10的轮脚架12旋转位于扫描台架20中的部件15也能够获得类似的效 果。在战实施例中，每行系数不同的行方向(z方向)滤波器的系数在预处理 或^HliW束强化校正的X射线,数据的行方向巻积，以调整图像质量的变化，从而在每行提供均匀的切片厚度，抑帝條辦喊现噪声减小的图像质量。 因此当考虑了於Z方向、搶波器系数时，在樹可情况下舰以得到类似的效果。
尽管基于医疗X射线CT设，述了本实施例，但是与工业X射线CT设 备或其它设备结合使用的X射线CT-PET设备、与它们结合使用的X射线 CT-SPECT设备等也是可用的。


图l
5—娜获取缓冲器 7—存储器件 22—X射线控律螺 24—探测器 26-旋转部分控伟螺 29—控制控制器 31—预处理器
33— 射束强化处理器
34— 图像重构单元
35— 双能量图像重构单元 37—控制单元
图2 开始
步骤P1-获得S鹏图像
层析图像i^
步骤P2—设定成像^[牛 步骤P3—获得娜 步骤P4—预舰 步骤P5-进行射束强化校正 步骤P6—进行Z it波器巻积处理 步骤P7—进行重构函数巻积^S 步骤P8—进行三维背投处理步骤P9—后处理
步骤P10—显示层析图像
步骤Pl 1 —进行三维图像显示或MPR图像显示
结束
43心脏，肺野
开始三维背投处理
步骤P81 —在图像重构区域中提TO应于各个像素的投影数据Dr 步骤P82—将各个職翻Dr乘以锥形射束翻加权系数，产生背投娜
D2
步骤P83—将背投数据D2加到*像素的背投数据D3中 步骤P84—背投数据D2对应于图像重构所需的所有view吗？
结束
图7 开始
步骤Cl —奇数view在低X射线管电压^，偶数view在高X管电压摄影,
并m行x射线l^获取
步骤C2—将X射线,数据分成奇数view的低X射线管电压的X射线投 影l^和偶数view的高X射线管电压的X射线投影M
步骤C3—图像重构低X射线管电压的X射线，
步骤C4一图像重构高X射线管电压的X射线，
步骤C5—低X射线管电压的层析图像和高X射线管电压的层析图像经历 力卩权^ba，图像重构表示期望被区分的物质信息的层析图像
步骤C6—显示期望被区分的层析图像M"CSI
结束
图ll
开始
步骤Cl —以X射线管电压80kV进行成像
步骤C2—以X射线管电压140kV进行成像
步骤C3—图像重构X射线管电压80kV的层析图像步骤C4一图像重构X射线管电压140kV的层析图像
步骤C5—X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的层析图 像经历加权处理，图像重构被强调的锌的层析图像和被强调的造影剂的层析图 像
步骤C6—测量被强调的钙的层析图f斜啵强调的造影齐啲层析图像的图像
质量
步骤C7—强调钙的层析图像和强调造影剂的层析图像满足噪声指数值和分 辨率指数值吗？
步骤C8—显示经历双能量扫描的层析图像、被强调的钙的层析图像、被强 调的造影剂的层析图像
步骤C9—判断被强调的钙的层析图像禾啦强调的造影齐啲层析图像的噪声 指数值和空间分辨率指数值为什么不足？
步骤C10—改变X射线管电压80kV和X射线管电压140kV的图像重构条
件
结束 图13
开始
步骤Bl —基于指定的图像质量指数值设定双肖遣扫描的成像斜牛
步骤B2—基于预先要求的阴影数据限定各个X射线管电压的成像^f牛
步骤B3—显示各个X射线管电压的成像条件
步骤B4—在患者曝光的方面存在问题吗？
步骤B5—以X射线管电压80kV进行成像。
步骤B6—以X射线管电压140kV进行成像。
步骤B7—手动修改各个X射线管电压的成像^f牛
步骤B8—显示各个X射线管电压的图像质量的指数值和经历双能量扫描的
层析图像的图像质量的指数值，并显示患者的曝光剂量。
步骤B9—在足够的图像质量斜牛下患者的辐射曝光出现问题吗？ 至图ll中的步骤C1 图14(b) 开始步骤Nl —执行患者的足l^图像驟
步骤N2-从患者的跟踪图像确定在给定z坐标位置的轮廓面积PA (z)
步骤N3 —确定对应于在给定的患者z坐标位置的轮廓面积PA (z)的阴影 的双能量扫描的^fe像^K牛表
步骤N4—确定预期被提取的物质在低和高的X射线管电压80kV和140kV 下的各个X射线吸收系数值并确定加权系数之间的比率wl/w2
步骤N5—从步骤N3确定的双肯遣扫描的成像斜牛表确定对应于加权系数 之间比率wl/w2的成像割牛表
步骤N6—当根据经历双能量扫描的层析图像的目标图像质量指数值限定 低X射线管电压的X射线管电流和高X射线管电压的X射线管电流时，确定 补X射线管电流，使得低X射线管电压的曝光齐糧和高X射线管电压的曝光 剂量相等
结束
图15A
开始
步骤C31 —指定以双育遣扫描预期被提取的物质，指定图像质量的指数值 步骤C32—从患者的跟踪图像确定患者的^h轮廓面积，基于大约相同轮 廓面积的阴影l^限定^h X射线管电压的成像^ri牛
步骤C33—显示於X射线管电压的成像劍特職光信息
步骤C34-在操作者的指示或者提问下是否确认成像条件？
步骤C35—以X射线管电压80kV进行成像
步骤C36—以X射线管电压140kV进行成像
步骤C44一手动修改成像^j牛
至步骤C37
图15B
来自步骤C36
步骤C37—图像重构X射线管电压80kV的层析图像 步骤C38—图像重构X射线管电压140kV的层析图像 步骤C39—对准X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的 层析图像步骤C40—将X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的层
析图^^历加权^a并且图像mi经历双能量扫描的层析图像
步骤C41 —测量经历双縫扫描的层析图像的图像质量
步骤C42—经历双肯遣扫描的齡层析图像的图像质量满足指数值吗？
步骤C43—显^^历双兽遣扫描的层析图像的图像质量
步骤C45—改变X射线管电压80kV和X射线管电压140kV的图像重构条
件
结束 图17 开始
步骤Dl —执行X射线管电压80kV的成像 步骤D2—执行X射线管电压140kV的成像
步骤D3—基于二元化阈值进行二元化，用于从X射线管电压140kV的层 析图像提取患者身体表面的轮廓或外形，并且将其外切矩形分割成8份
步骤D4—X射线管电压140kV的层析图像的分割的外切矩形SR的面积经 历对X射线管电压80kV的层析图像的二维相关算术操作或计算
步骤D5—由二维相关计算的局部最大值的位置确定位置的替换和縮放倍
率
步骤D6—X射线管电压140kV的层析图像的分害啲夕卜切矩形SR的所有面 积相对于X射线管电压80kV的层析图像的对准完成了吗？
步骤D7—结合X射线管电压140kV的层析图像的各个分害啲外切矩形面
积
步骤D8—X射线管电压140kV的层析图像和X射线管电压140kV的层析 图像经历力敝处理
步骤D9—显示经历双肖遣扫描的层析图像
结束
图18
开始步骤D3的细节 步骤L1一执行二元化处理 步骤L2—执,续范围编号处理(标记处理)步骤L3—提取，患者部位的连续范围并确定外切矩形 步骤L4—确定由外切矩形分成8份的矩形范围 结束 图23开始步骤Dl 1 —摄影X射线管电压80kV的层析图像步骤D12—摄影X射线管电压140kV的层析图像步骤D13—图象重构X射线管电压80kV的层析图像步骤D14—执行X射线管电压80kV的层析图像三维显^/MPR显示步骤D15—在X射线管电压80kV的层析图像的xy平面方向的变换出现了吗？步骤D16—图像重构X射线管电压140kV的层析图像 步骤D17—执行X射线管电压80kV的层析图像三维显示/MPR显示 步骤D18—在X射线管电压140kV的层析图像的xy平面方向的变换出现 了吗？步骤D19—在X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的层 析图像的xy平面方向的变换出现了吗？步骤D20—根据X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的 层析图像的加权处理，图像重构经历双會遣扫描的层析图像步骤D21 —显示双肖遣扫描的层析图像或三维显示图像/MPR显示图像步骤D22—确定在x和y方向的变| 步骤D23 —确定反映变换量的图像W)变量步骤D24—确定在x和y方向的变换量步骤D25-确定反应变换量的图像重构变量步骤D26—确定在x和y方向的变JM:步骤D27—确定移动X射线管电压140kV的层析图像的图像,^S 结束
权利要求
1.一种X射线CT设备(100)，包括X射线管(21)，用于将具有第一能谱的X射线和具有不同于第一能谱的第二能谱的X射线施加给患者(HB)；X射线数据获取单元(24)，用于获取施加给患者(HB)的第一能谱的X射线投影数据和施加给患者(HB)的第二能谱的X射线投影数据；双能量图像重构装置(35)，用于基于第一能谱的X射线投影数据和第二能谱的X射线投影数据，图像重构以与原子分布相关的X射线吸收系数表示X射线管电压相关信息的层析图像；和调整装置(37)，用于调整图像重构的条件，以优化表示X射线管电压相关信息的层析图像。
2. 如权利要求1所述的X射线CT设备(100)，其中所皿育遣图像S^ 装置(35)包括用于基于第一能谱的X射线,数据和第二能谱的X射线投影 数据图像重构第一层析图像和第二层析图像、以及基于第一层析图像和第二层 析图像图像重构以与原子分布相关的X射线吸收系数表示X射线电压相刘言息 的层析图像的装置；并且其中所述调整装置(37)包括分别调整第一和第二层 析图像的图像重构^j牛以优化表示X射线管电压相关信息的层析图像。
3. 如权利要求2所述的X射线CT设备(100)，其中所述调整装置G7) 调整施加具有第一能谱的X射线和具有第二能谱的X射线时的成像剝牛，以便 优化表示X射线管电压相^t息的层析图像。
4. 如权利要求1一3中的任一项所述的X射线CT设备(100)，其中当图 像重构割牛被允许 于表示X射线管电压相关信息的层析图像的图像质量的 指数值时，ffiM能量图像重构装置调徵;f述图像重构剝牛。
5. 如权利要求1所述的X射线CT设备(100)，其中所舰兽瞳图像重构 驢(35)图像重构舰将第一能谱的X射线臓麵乘以第一加縣数、第二育總的X射线臓娜乘以对应于负数的第二加縣数、并且^m此鹏的M经历加权处理而获得的X射线，数据。
6. 如权利要求2所述的X射线CT设备(100),其中所舰育瞳图像翻 装置(35)将第一层析图像乘以第一加权系数，将第二层析图像乘以对应于负数的第二加縣数，并且使如此鹏的层析图像经历加权处理。
7. 如权利要求1所述的X射线CT设备(100),其中第一肯隨的X射线投 影数据的噪声与第二能谱的X射线，数据的噪声彼此大约相等，或当乘以加 权系数时彼此大约相等。
8. 如权利要求2所述的X射线CT设备(100)，其中第一层析图像的图像 噪声和第二层析图像的图像噪声彼此大约相等，或当乘以加权系数时彼此大约相等。
9. 如权利要求1一8中的任一项所述的X射线CT设备(100)，其中当在 X射线管电压相关信息的层析图像处观察到未配准伪像时，再次将第一层 析图像和第二层析图像相互对准并皿所述第一层析图像和第二层析图像进行 图像翻。
10. 如权利要求l一9中的任一项所述的X射线CT设备(100)，其中当在 沿患者(HB)的身体轴线的方向的显示或三维显示器对表示X射线管电压相关 信息的层析图像有影响时在层析图像平面内发生位移的时候，再次将第一层析 图像和第二层析图像相互对准并且对所述第一层析图像和第二层析图像进行图 像重构。
全文摘要
本发明涉及X射线计算机层析摄影设备。本发明提供能够提高双能量图像的图像质量的X射线CT设备。X射线CT设备包括用于将具有第一能谱的X射线和具有不同于第一能谱的第二能谱的X射线施加给患者(HB)的X射线管；用于获取施加给患者(HB)的第一能谱的X射线投影数据和施加在其上的第二能谱的X射线投影数据的X射线数据获取单元；双能量图像重构装置，其基于第一能谱的X射线投影数据和第二能谱的X射线投影数据图像重构以与原子分布相关的X射线吸收系数表示X射线管电压相关信息的层析图像；和调整装置，用于调整图像重构的条件以优化表示X射线管电压相关信息的层析图像。
文档编号A61B6/02GK101229063SQ20071030076
公开日2008年7月30日 申请日期2007年12月18日 优先权日2006年12月18日
发明者乡野诚, 西出明彦 申请人:Ge医疗系统环球技术有限公司