专利名称：：X射线ct设备的制作方法
技术领域：
：本发明涉及一种用于拍摄主体的层析图像(tomographicimage)的X射线CT(计算机层析摄影，ComputedTomography)设备。
背景技术：
：作为胸部X射线CT成像方法，目前已知的方法例如是，在日本专利公开2003-275200号中所描述的方法。即，该专利文献描述了以下方法，其中，在进行胸部X射线CT摄影时，执行连续的螺旋扫描，在该螺旋扫描过程中，在工作台(table)以相对慢的工作台速度移动时，在包括心脏的范围内获取X射线投影数据，并且在工作台以相对快的工作台速度移动时，在不包括心脏的范围内获取X射线投影数据，从而在比较短的成像时间周期内获得运动伪影少的层析图像。
发明内容同时，在通常的X射线CT成像时，执行全重建(fullreconstruction)，全重建是使用与360。角度范围有关的观测数据(viewdata)来进行图像重建，所谓的观测数据对应于全扫描。然而，在进行胸部X射线CT成像时，半重建能够减少运动伪影，半重建是使用对应于180°+扇角(fanangle)的观测数据来进行图像重建，所谓的观测数据对应于半扫描，优选地是对应于全扫描。通过半重建来重建的层析图像具有减少运动伪影的趋势，而噪声增加的数据量相对少于全重建。如专利文献l中所描述的，问题在于，当在胸部X射线CT成像时，在不包括心脏的范围和包括心脏的范围上连续进行螺旋扫描，并且使用不同的数据量(观测数据的范围)在不包括心脏的范围和包括心脏的范围内进行图像重建，在运动伪影方面，每个层析图像的噪声特性，在不包括心脏的范围和包括心脏的范围之间的边界变得不连续，并且当使用那些连续的层析图像来生成，例如，胸部三维图像时，在包括心脏的范围和不包括心脏的范围之间的边界会出现伪影。4考虑到上述问题做出了本发明。本发明的目标是提供一种X射线CT设备，该设备能够当在例如使用两种不同的数据量来生成连续的层析图像时，在不包括心脏的范围和包括心脏的范围内执行上述的X射线CT成像的情况下，减少图像质量的不连续性，诸如，各层析图像之间的边界部分处的噪声特性。根据本发明的第一方面，提供了一种X射线CT设备，该设备包括扫描装置、X射线探测单元、成像工作台、控制器、X射线数据获取部和图像重建装置，其中，扫描装置包括X射线源，X射线探测单用来将主体放置在其上并将主体布置在X射线源和X射线探测单元之间，控制器控制成像工作台以及X射线源和X射线探测单元这二者，使得当成像工作台和X射线源以及X射线探测单元沿着主体的身体轴(bodyaxis)相对移动时，来自X射线源的X射线净皮施加到其上，X射像重建装置基于投影数据对主体的层析图像进行图像重建，其中，图像重建装置结合主体的身体轴上的位置指定第一成像范围、第二成像范围和第三成像范围，其中的第三成像范围位于第一成像范围和第二成像范围之间，使用第一投影数据量来对包括在第一成像范围内的层析图像进行图像重建，其中第一投影数据量对应于用于层析图像的图像重建所必需的数据量，使用第二投影数据量对包括在第二成像范围内的层析图像进行图像重建，其中第二投影数据量小于第一投影数据量并对应于用于层析图像的图像重建所必需的数据量，并使用第三投影数据量对包括在第三成像范围内的层析图像进行图像重建，其中第三投影数据小于第一投影数据量并大于第二投影数据量。根据本发明的第二方面，提供了一种X射线CT设备，其中，在第一方面中，第二范围是包括主体的心脏的范围并且第一范围是不包括心脏的范围。根据本发明的第三方面，提供了一种X射线CT设备，其中，在第一或第二方面，对层析图像进行图像重建所必需的数据量是选自从180°+扇角的角度范围至360°角度范围的观测数据的数据量。根据本发明的第四方面，提供了一种X射线CT设备，其中，在第三方面，第一数据量是对应于360。角度范围的观测数据，第二数据量是对应于180°+扇角的角度范围的观测数据。根据本发明的第五方面，提供了一种X射线CT设备，其中，在第一至第四方面的任一方面中，第三数据量以这样的方式被设置成使得包括在第三成像范围内的层析图像以多种格式被提供，并且使得在各层析图像上，从第一范围侧到第二范围侧，投影数据的数据量持续减少。根据本发明的第六方面，提供了一种X射线CT设备，其中，在第一至第五方面的任一方面中，控制器进行控制，以使成像工作台在第一范围内相对于X射线源和X射线探测单元以速度VI进行移动，在第二范围内以不同于速度VI的速度V2进行相对移动，并通过从速度VI到速度V2或者从速度V2到速度VI的加速或减速进行相对移动。根据本发明的第七方面，提供了一种X射线CT设备，其中，在第六方面，控制器进行控制以使成像工作台在第一范围内相对于X射线源和X射线探测单元以速度VI进行移动，并在第二范围内以速度V2进行相对移动，其中速度V2比速度VI慢。根据本发明的第八方面，提供了一种X射线CT设备，其中，在第一至第七方面的任一方面中，第一范围、第二范围和第三范围是基于预先获取的主体的定位图像来指定的。根据本发明的第九方面，提供了一种X射线CT设备，其中，在第八方面中，第一范围对应于与笫二范围有关的范围中的每一个，在沿着主体的身体轴的方向观察时，其临近主体的两侧。根据本发明的X射线CT设备，例如当在不包括心脏的范围内和包括心脏的范围内执行X射线CT成像的情况下使用两种不同的数据量生成连续的层析图像时，可减少各层析图像边界部分处的图像质量的不连续性，诸如，噪声特性。图1是根据实施例的X射线CT设备的示意性方框图。图2是该实施例中所采用的操作控制台的示意性方框图。图3是示出根据该实施例的X射线CT设备的操作的流程图。图4是用于描述根据该实施例的位置的设置的示意图。图5是示出成像工作台的每个Z位置处的进给速度的曲线图。图6是图示根据该实施例的用于图像重建的数据的量的变化的曲线图。图7是示出根据另一个实施例的用于图像重建的数据的量的变化的曲线图。具体实施例方式现将根据优选实施例并参照附图来详细描述本发明。图1是根据本发明的优选实施例的X射线CT设备1000的系统配置示图。如图1所示，X射线CT设备1000包括扫描架(gantry)120、操作控制台200和传送设备(conveyingdevice)140,扫描架120用于探测X射线对主体(病人)150的辐射(irradiation)和穿过或透射过主体的X射线，操作控制台200向扫描架120发射指令信号以进行各种设置，并且基于从扫描架120输出的投影数据对层析图像进行重建并显示该图像，传送设备140用于把主体放置在其上并将主体传送到扫描架120内部。附图标记120标示出的扫描架具有以下配置，从主控器(控制单元)122开始，主控器(控制单元)122实施扫描架的整个控制。附图标记121指示用于与操作控制台200进行通信的接口，附图标记132指示扫描架旋转部，扫描架旋转部被设置在扫描架内部，具有X射线管124、准直器127和准直器电动机126，X射线管124(由X射线管控制器123驱动和控制)生成锥束X射线，准直器127限定X射线的辐射或应用的范围，准直器电动机126调整用于限定准直器127的X射线辐射范围的狭缝宽度(slitwidth)和调整准直器127在其Z轴方向上的位置(垂直于附面的方向，即，主体身体轴的方向，和支架142被传送往孔径或腔部133的方向，支架142将在稍后描述)。这样的准直器电动机126的驱动是由准直器控制器125来控制的。根据准直器127的孔径的大小来调整被应用于主体150的锥束X射线400的厚度th。扫描架旋转部132还具有X射线探测单元131和数据获取部130,X射线探测单元131探测穿过主体的X射线，数据获取部130获取通过X射线探测单元131得到的投影数据。顺便地，X射线探测单元131被配置成探测器阵列，在该探测器阵列中，每个探测器行均具有由多个探测器或探测元件(通道)组成的探测元件组，这些探测器或探测元件沿着X轴方向和Z轴方向以多种形式排列成阵列。7X射线探测单元131的各个探测器元件分别向数据获取部130提供独立的衰减信号，数据获取部130包括多通道数据获取系统(dataacquisitionsystem,DAS)。数据获取部130对各个探测器元件的独立的信号进行釆样，其采样率是通过釆样率时钟确定的。通常，以这样的方式调整釆样率时钟，以使得所希望的角度间隔是给定的，或者以使速度二情二，所获取的层析投影集合的i投影之间有所希i的角i间隔。简言之，能够改变扫描架旋转速度来控制扫描时间。如此采样的各衰减信号中的每个信号被转换成数字形式并被传递到主控器122以作为对应于原始衰减数据的DAS计数。操作者能够使用操作控制台200的输入设备(103和104)来指定对应于所希望的扫描速度的采样率时钟。X射线管124和准直器127以及X射线探测单元131被设置在^:此相对的位置，并且腔部133介于它们之间。扫描架;5走转部132在保持上述关系的状态下沿着箭头135指示的方向旋转。该旋转是通过旋转电动机129来实现的，在预定控制周期通过从旋转电动机控制器128输出的驱动信号来控制旋转电动机129的旋转速度。成像工作台140具有用来实际在其上放置主体的支架142和用来支持支架142的支持工作台(holdingtable)143。工作台电动机141沿着Z轴方向(即，沿着工作台的传送方向二Z轴方向=主体的身体轴方向)驱动支架142。工作台电动机141的驱动是以这样的方式予以实现使得基于从工作台电动机控制器134输出的驱动信号，在预定的控制周期中控制其传送速度。主控器122分析经由I/F121接收到的各种指令信号并基于该指令信号输出各种控制信号给X射线管控制器123、准直器控制器125、旋转电动一几控制器128、工作台电动才几控制器134和数据获取部130。主控器122还执行用于经由I/F121向操作控制台200发送由数据获取部130所获取的投影数据的过程。顺便地，本发明的扫描装置对应于包括X射线源124、X射线探测单元131、成像工作台140、主控器(控制单元)122和数据获取部130的扫描设备100。操作控制台200是所谓的工作站并具有以下配置，从实施整8个设备的控制的CPU105开始，在其中存储引导程序等的ROM106和起主存储器作用的RAM107，如附图中所示。HDD108是硬盘驱动器。这里，除了OS和扫描控制程序外，HDD108还提供各种指令给CPU105，并在其中存储用于基于从CPU105接收到的数据来重建X射线层析图像的图像重建程序。VRAM101是用于开发待显示的图像数据(256x256像素)的存储器。这里，通过开发图像数据等，能够将X射线层析图像显示在显示装置102上。附图标记103指示包括用来进行各种设置的键盘和鼠标等的输入设备。附图标记109指示用于执行与扫描架120的通信的接口。操作控制台200配备有各种记录媒体驱动设备110,诸如，CD-ROM驱动器等，用来将存储在诸如光盘、光磁盘、CR-ROM、DVD、磁带、非易失性存储卡等各种记录媒介中的程序和数据加载到RAM107中。操作控制台200还配备有通信接口111,并且该接口连接到网络，以便能够下载存在于网络上的数据和程序。存储在诸如CD-ROM等的各种媒介中的程序和数据，以及从网络下载的程序(包括图像处理程序)和数据净皮加载到RAM107中并^皮执行。图2是显示操作控制台的功能的框图。本发明的图像重建装置220通过计算机予以配置，该计算机执行操作控制台中的图像重建过程。X射线辐射空间形成在扫描架120的圆柱形结构内所限定的空间中。被放置在支持工作台143的支架142上的主体(病人)150被运送到X射线辐射空间。主体150的图像被锥束X射线400投影到探测器阵列131。透射过主体150的X射线由探测器阵列131来探测。X射线辐射/探测设备包括X射线管124、准直器127和探测器阵列131,在保持它们的相互关系时X射线辐射/探测设备绕着主体150的身体轴旋转，从而进行扫描。图3是根据本实施例的X射线CT设备IOOO的扫描设备IOO的操作的流程图。首先，根据步骤Sl来执行定位扫描(scoutscan)。在定位扫描中，例如，在不旋转X射线辐射/探测系统的情况下，从一个方向或两个方向来获得主体150或者对主体150成像。这样的透照图像(penetratedimage)被称为"定位图像"。接下来，在步骤S2制定扫描方案。扫描方案的制定是通过交互的方式来执行的，即，经由显示装置102和输入设备103与CPU105交互。也就是说，通过定位扫描获得的定位图像被显示在显示装置102上。操作者在显示的图像上对进行螺旋扫描的范围和成像工作台140的进给速度进行设置。此外，还设置切片厚度、X射线强度和其它照相或成像条件。在本实施例中，当对包括心脏41和肺脏42的胸部区域40进行获得或者成像时，螺旋扫描起始位置Pl和螺旋扫描结束位置P6分别被设置在显示装置102的显示屏上所显示的肺脏区域的定位图像上，作为例子，如图4所示。位置P2、P3、P4和P5分别,皮设置在螺旋扫描范围内，以指明或者标识排除或者不包括心脏的P3至P4的范围(第一成像范围)，并指明位置Pl和P2之间对应于包括心脏的范围(第二成像范围)，位置P5和P6之间与其对应，位置P2和P3之间对应于位于它们之间的范围(笫三成像范围)，以及位置P4和P5之间与其相对应。这里，根据对心脏的成像条件和对肺脏的成像条件来自动计算减速开始的位置P2。具体来说，假设P2的坐标位置(下文中也称为"Z位置")在Z轴方向为Zp2,P3的Z位置为Zp3，工作台140的加速度为-at,工作台140在心脏成像处的速度为V2,并且工作台140在肺脏成像处的速度为Vl,根据下面的等式(l)来确定对应于P2的Z位置的Zp2:Zp2=Zp3-(VI-V2)(V1+V2)/2at…(1)类似地，根据对心脏的成像条件和对肺脏的成像条件来自动计算出完成加速的位置P5。具体来说，假设P4的Z位置为Zp4,P5的Z位置为Zp5,工作台140的加速度为at,工作台140在心脏成像处的速度为V2，并且工作台140在肺脏成像处的速度V1，根据下面的等式(2)来确定对应于P5的Z位置的Zp5:Zp5=Zp4+(VI-V2)(V1+V2)/2at...(2)根据另一方法，通过操作者的指定来设置开始减速的位置P2和完成加速的位置P5。通过这样的分割，螺旋扫描范围被分成五个部分范围，并且对每个部分范围控制成像工作台140的进给速度。图5是示出成像工作台140在每个Z位置处的进给速度的曲线图。如图所示，用于肺脏成像的快的进给速度VI被设置给从成像起始位置Pl到速度改变位置(减速开始位置)P2的范围。在减速开始位置P2和减速完成位置P3(例如，螺旋螺距1.3)之间的范围，以预定的加速度完成减速。用于心脏成像的慢的进给速度V2被设置给从减速完成位置P3到加速开始位置P4的范围。在从加速开始位置P4到加速完成位置P5的范围，以预定的加速度完成加速。快的进给速度VI被再次设置给从加速完成位置P5到成像完成位置P6的范围。向回参照图3,在步骤S3开始扫描。因此，扫描架旋转部132开始以恒定的速度旋转。接下来，在步骤S4，成像工作台140加速。因此成像工作台140开始以速度Vl移动。接下来，在步骤S5，在起始位置P1处开始应用X射线(X射线开)。因此，从起始位置P1开始，通过螺旋扫描来获取关于主体150的投影数据。接下来，在步骤S6，以速度.VI执行成像工作台140的恒定速度进给，直到减速开始位置P2。因此，以身体轴方向的进给速度为VI来执行螺旋扫描。接下来，在步骤S7，成像工作台140在减速开始位置P2进行进给速度的减速，并且在减速完成位置P3处，成像工作台140减速至V2。接下来，在步骤S8，成像工作台140以速度V2的恒定速度进给，直至加速开始位置P4。因此，执行螺旋扫描，其中在身体轴方向的进给速度为V2。接下来，在步骤S9，在加速开始位置P4，成像工作台140的进给速度被加速并在加速完成位置P5处达到V1。接下来，在步骤S10,从加速完成位置P5，成像工作台140再次使用进给速度VI的恒定速度。因此，执行螺旋扫描，其中进给速度在身体轴方向为VI。接下来，在步骤SU，在结束位置P6，X射线的应用停止(X射线关闭)。接下来，在步骤S12,成像工作台140停止并且扫描结束。接下来将描述用于在Z轴方向连续的每个位置处的层析图像的图像重建的数据量，在图像重建时，使用由扫描设备100获取的X射线投影数据。顺便地，除下面描述的与数据量相关的特性以外，还将在本实施例中采用使用通过已知的螺旋扫描获取的X射线投影数据的图像重建方法。在本实施例中，使用对应于全扫描的数据来实施对一个切片ii说明书第9/12页的层析图像的图像重建，等效于在以VI的恒定速度进给部分(即，位置P1和P2之间，以及位置P5和P6之间)期间，与第二成像范围(全重建)对应的360。角度范围的观测数据。因此，能够以快的进给速度VI有效地重建高质量的图像，而不必考虑应用更少的X射线的扫描。另一方面，在以速V2的恒定速度进给部分(即，在位置P3和P斗之间)期间，对应于第一成像范围，使用在扫描架120通过将一个扇角(探测器的宽度角)^m加上半圈58(即，180。)而得到的角度(半重建)旋转时所获取的数据，来完成一个切片的图像重建。顺便地，最适合于一个切片的层析图像的图像重建的X射线投影数据对应于心搏周期(heartbeatcycle)最接近于休止的时间段期间所获得的数据。该时间段是通过注意到在从心脏几乎充满血液到与心脏肌肉快速收缩以排出血液相对应的心脏收缩时间的时间l殳期间，人类心脏的运动最小这一事实来加以选择的。为了确实获取在心脏最接近休止的时间段期间关于心脏的X射线投影数据，X射线CT设备1000使用来自与心搏最接近于休止的部分相对应的片段(segment)的数据来生成或创建所希望的数据。能够使用已知的方法来指定与心搏最接近于休止的部分相对应的片段数据。具体而言，在探测到R峰值之后经过预定时间的时间点能够被定义为片段数据开始点，并且使扫描架120旋转半扫描所花费的时间过去之后的时间点可以被定义为片段数据结束点。在本应用的一个实施例中，X射线CT系统1000的操作控制台200分析ECG(心电图)信号并控制X射线管控制器123,使得在心脏不静止的时间间隔期间不应用X射线。接下来，用于图像重建的数据量逐渐变化，这种数据量被用在第三成像范围，即，用于在第一成像范围和第二成像范围之间进行切换的范围。图5是示出使用的数据量的变化的曲线图，如图所示，这样的数据量计算函数被应用于位置P4和P5之间，该数据量从对应于半扫描的数据量向对应于全扫描的数据量逐渐变化。具体而言，给定使用投影数据的图像重建算法(重现的像素值)，表示如下式[数1]12<formula>formulaseeoriginaldocumentpage13</formula>(3)<formula>formulaseeoriginaldocumentpage13</formula>...(4)其中①3d(a，(3,D》表示三维权重，包括锥角a的权重、观测角P的权重和通道数据Dy的权重。Fi表示X射线管的焦点和ISO中心之间的距离。pmax-pmin表示用于图像重建的数据的观测角度范围，并且Z表示在Z方向从探测器的中心观测到的距离。g(t)表示重建核。在等式U)中，Pmax-(3min-7i+2Ym被给定作为在半扫描情况下的用于图像重建的数据的观测角度范围，(3max-(3min=2:r被给定作为全扫描情况下的观测角度范围。在第三成像范围，根据图6所示的数据量计算函数曲线来确定数据量，从而假设兀+2Ym<(3max誦Pmin<27i。本领域的技术人员清楚，当通过螺旋扫描得到的投影数据被背面投影以重建切片图像时，能够对应于要重建的切片的Z位置来确定(3max和(3min之间的中间点。如果决定了(3max-(3min的角度范围，贝'J能够确定pmax和(3min。用于计算第三范围的数据量的数据量计算函数能够被表示为两条二次曲线，其中，当Z-Zp4并且Z二Zp5时，例如，差值变为0并且这二者是连续。这两条二次曲线能够定义如下<formula>formulaseeoriginaldocumentpage13</formula>(3max曙(3min=2兀國(z—Zp5)2/(71國2丫m)(当(Zp4+Zp5)/2<z<Zp5时)数据量计算函数可以是在第三成像范围中緩慢改变第一成像范围和第二成像范围中所使用的数据量之间的差值的函数。能够采用各种函数，诸如线性曲线、正弦(余弦)曲线、多维曲线、S形曲线等。通过该函数进行计算，第一成像范围的数据量和第二成像范围的数据量之间的数据量可以以适合的间隔布置，该间隔取决于包括在第三成像范围中的层析图像的数量，以便采用适合的间隔。尽管上面已经描述了从第二成像范围到第一成像范围的切换范围中的数据量计算函数，但是用于图像重建的数据量能够通过类似地应用与图6的数据量计算函数线性对称的函数，从对应于全扫描的数据量逐渐改变成对应于半扫描的数据量，即使在从第一成像范围到第二成像范围的切换的范围内也是如此。尽管在图6所示的实例中使得成像工作台140的可变速度部分和切换范围彼此一致，但并不是必须致使这二者彼此一致。图7是示出数据量计算函数的一个例子的曲线图，其中这二者彼此不一致。如图所示，切换范围结束于P5，，P5，比较靠近加速开始位置P4而不是加速完成位置P5。在P5，和P5之间执行基于全重建的图像重建。因此，能够在P2和P3之间以及P4和P5之间获得使用图像质量较高的数据并对应于全扫描的层析图像。尽管图6中已经描述了从第二成像范围到第一成像范围的切换范围中的数据量计算函数，但用于图像重建的数据量能够通过类似地应用与图6的数据量计算函数线性对称的函数，从对应于全扫描的数据量该变为对应于半扫描的数据量，即使在从第一成像范围到第二成像范围的切换的范围内也是如此。根据以上实施例，因为由用于每个层析图像的图像重建的数据量引起的诸如噪声特性之类的图像质量在第三成像范围中的层析图像之间逐渐改变，所以能够防止在第一成像范围中的层析图像和第二成像范围中的层析图像之间的图像质量的突变。结果，当生成使用多个连续的层析图像的三维图像等时，能够防止发生由于图像质量的突变而引起的边界(boundary)。通过举例说明本发明的各个实施例，已经解释了本发明所满足的各种必要实现条件。然而，应当理解，这些实施例仅用于说明本发明的各个实施例的原理。对这些实施例可以有4艮多种变形，而不会脱离本发明的精神和范围，并且本领域的技术人员将会清楚它们适应的配置。尽管成像工作台的进给速度改变的形式已经在实施例中特别解释了，但是即使在成像工作台的进给速度恒定的情况下本发明的应用也能够被实施。尽管已经描述了分别在第一成像范围和第二成像范围进行全重建和半重建的情况，但是本发明也能够应用于使用彼此分别不同的数据量进行图像重建的情况。例如，可以采用选自从180。+扇角的角度范围到360。角度范围的观测数据的彼此分别不同的数据量，也可以采用对应于扫描的数据量和对应于半扫描的数据量。可替代地，可以使用对应于360。或者更多的角度范围的数据量。本发明不仅可应用于人体、植物体和动物体的^r查，还可以应用于例如检查机器的内部状态的检查。本说明书所描述的X射线CT设备是"第三代"设备，其中X射线源和探测器这二者都与扫描架一起旋转。也可以使用其它多种X射线CT设备，诸如，"第四代"设备，其中，探测器以全环形式(infullringform)保持静止，仅有X射线源与扫描架一起旋转。所有修改都应包括在本说明书内。这样，本发明将覆盖所有适合的变形和修改，诸如，包括在权利要求及其等效体的保护范围内的变形和f务改。权利要求1.一种X射线CT设备(1000)，包括扫描装置(100)包括X射线源(124)，X射线探测单元(131)，用于探测从具有多个探测器元件的X射线源辐射出的X射线，成像工作台(140)，用于将主体放置在其上并且将主体布置在所述X射线源和所述X射线探测单元之间，控制器(122)，用于进行控制，以使在所述成像工作台和所述X射线源以及所述X射线探测单元沿着所述主体的身体轴相对移动时，用来自所述X射线源的X射线进行辐射，X射线数据获取部(130)，用于获取由所述X射线探测单元探测到的X射线的投影数据，以及图像重建装置(220)，用于基于所述投影数据对主体的层析图像进行图像重建，其中，所述图像重建装置结合所述主体的身体轴上的位置指定第一成像范围、第二成像范围和位于所述第一成像范围和所述第二成像范围之间的第三成像范围，使用对应于用于所述层析图像的图像重建所必需的量的第一投影数据量，对包括在所述第一成像范围内的层析图像进行图像重建，使用对应于用于所述层析图像的图像重建所必需的量且小于所述第一投影数据量的第二投影数据量，对包括在所述第二成像范围内的层析图像进行图像重建，以及使用小于所述第一投影数据量且大于所述第二投影数据量的第三投影数据量，对包括在所述第三成像范围内的层析图像进行图像重建。2.如权利要求1所述的X射线CT设备(IOOO)，其中，所述第二范围是包括所述主体的心脏的范围，所述第一范围是不包括心脏的范围。3.如权利要求1或2所述的X射线CT设备(1000),其中，用于所述层析图像的图像重建所必需的量是选自从180°+扇角的角度范围到360°的角度范围的观测数据的数据量。4.如权利要求3所述的X射线CT设备(1000)，其中，所述第一数据量是对应于所述360。的角度范围的观测数据，所述第二数据量是对应于所述180°+扇角的角度范围的观测数据。5.如权利要求1至4中的任一项所述的X射线CT设备(1000)，其中，所述第三数据量以这样的方式被设置成使得包括在所述第三成像范围中的所述层析图像被设置成多种形式，并且在所述层析图像上的所述投影数据的量从所述第一范围侧向所述第二范围侧持续减少。6.如权利要求1至5中的任一项所述的X射线CT设备(1000),其中，所述控制器(122)进行控制以使所述成像工作台在所述第一范围中二范围内以不同于所述速度V1的速度V2进行所述相对移动，并通过从所述速度VI到所述速V2或从所述速度V2到所述速度VI的加速或减速来进行所述相对移动。7.如权利要求6所述的X射线CT设备，其中，所述控制器(122)进行控制，以使所述成像工作台在所述第一范围内相对于所述X射线源和所述X射线探测单元以速度VI进行所述移动，并且在第二范围内以低于所述速度V1的速度V2进行所述相对移动。8.如权利要求1至7中的任一项所述的X射线CT设备，其中，所述第一范围、所述笫二范围和所述第三范围是基于预先获取的主体的定位图像来指定的。全文摘要本发明涉及一种X射线CT设备(1000)。该X射线CT设备(1000)包括图像重建装置(220)，其结合主体身体轴上的每个位置指定的第一成像范围、第二成像范围和第三成像范围，第三成像范围位于第一成像范围和第二成像范围之间，使用对应于用于层析图像的图像重建所必需的量的第一投影数据量，对包括在第一成像范围内的层析图像进行图像重建，使用小于第一投影数据量的并且对应于用于层析图像的图像重建所必需的量的第二投影数据量，对包括在第二成像范围内的层析图像进行图像重建，并且，使用小于第一投影数据量并且大于第二投影数据量的第三投影数据量，对包括在第三成像范围内的层析图像进行图像重建。文档编号A61B6/03GK101461714SQ20081018441公开日2009年6月24日申请日期2008年12月19日优先权日2007年12月21日发明者萩原明申请人:Ge医疗系统环球技术有限公司