X射线CT（Computed Tomography）装置、图像处理装置、图像处理方法以及存储介质的制作方法
【技术领域】
[0001] 本发明的实施方式涉及X射线CT装置、图像处理装置、图像处理方法以及存储介 质。
【背景技术】
[0002] 所谓X射线断层摄影成像在最简单的表现中，是X射线束透过被检体，通过检测器 对每条光线将总衰减量建立关联。衰减通过在存在被检体时和不存在被检体时对相同的光 线进行比较来导出。根据该概念上的定义，为了合适地构成或重建图像，需要若干步骤。例 如，X射线产生装置的有限尺寸、遮断来自产生装置的非常低的能量的X射线的滤波器的性 质或形状、检测器的几何学配置或特性的细节、以及收集系统的能力分别是对如何进行图 像的重建产生影响的要素。
[0003] 在所考虑的多个几何学配置之一中，图1所示的图形顶部的X射线源射出透过被 检体的、形成扇形或锥形的X射线束。可能存在大范围的值，但通常距离"C"约为100cm， "B"约为60cm，"A"约为40cm。在断层摄影中，至少涉及180°的光线的集合能够横穿被检 体的各点。从而，具备X射线产生装置以及检测器的扫描架能够以患者为中心进行旋转。根 据数学上的考察得知，当进行对180°补充扇形角度的扫描时，满足断层摄影条件。
[0004] 重建图像的空间分辨率被焦点尺寸、检测器像素尺寸、图像体素尺寸等各种系统 要素限制。在副鼻窦、冠状动脉、或人工耳蜗的成像中使用的要素等在进行放大重建时，分 辨率的劣化很明显。当是放大重建图像时，体素尺寸变小，对空间分辨率没有影响。检测器 像素尺寸的限制对空间分辨率产生两个影响，即，（1)在整个1个像素尺寸的区域对数据 进行平均，（2)确定奈奎斯特频率（Nyquistfrequency)，并且基本上限制重建得到的函数 的空间分辨率的检测器采样间距也受到影响。检测器像素尺寸与焦点尺寸同样地，能够通 过以往的反卷积形式的方法来降低。
[0005] 现有技术文献
[0006] 非专利文献
[0007] 非专利文献 1:KaiZeng,BrunoDeMan,Jean-BaptisteThibault,Zhou Yu，CharlesBoumanandKenSauer,SpatialResolutionEnhancementinCTIterative Reconstruction，ProceedingsofIEEENuclearScienceSymposium,M13-201, 2010.
[0008] 非专利文献 2 :Chien_MinKao,XiaochuanPan，PatrickLaRiviere，Mark A.Anastasio,Fourier-basedoptimalrecoverymethodforantialiasing interpolation.OpticalEngineering. 01/1999 ；38:2041-2044.D01:10. 1117/1. 602308
【发明内容】
[0009] 本发明要解决的问题在于，提供一种能够提高重建图像的空间分辨率的X射线CT装置、图像处理装置、图像处理方法以及存储介质。
[0010] X射线CT装置具备数据收集部和重建部。数据收集部根据检测从X射线球管照射 并透过被检体的X射线的X射线检测器的输出信号，来收集在所述X射线检测器中排列在 规定方向上的第1像素中的第1投影数据。重建部重建所述第1投影数据来生成中间图像 数据，并重建第2投影数据来生成医用图像数据，所述第2投影数据根据针对第2像素对所 述中间图像数据进行正投影得到的投影结果来取得，所述第2像素是针对所述第1像素的 至少一部分的像素间增加了像素数而得到的。
【附图说明】
[0011]图1是表示横穿被检体的、射出形成扇形或锥形的X射线束的X射线源的图。
[0012] 图2是在机械上简化后的CT装置的概略图。
[0013] 图3是具有在长轴方向上延伸的检测器的、在机械上简化后的CT装置的概略图。
[0014] 图4A是示例的算法过程的流程图。
[0015] 图4B是用于说明本发明所涉及的线性插补的图。
[0016] 图4C是用于说明本发明所涉及的HD-FPJ的图。
[0017] 图5是另一示例的算法过程的流程图。
[0018] 图6是表示示例的幻影的图。
[0019] 图7是表示数据线轮廓的曲线图。
[0020] 图8是表示MTF轮廓的图。
[0021] 图9A是表示使用被模拟的数据的图像结果的图。
[0022] 图9B是表示使用被模拟的数据的图像结果的图。
[0023] 图10A是表示使用实际的CT数据的图像结果的图。
[0024] 图10B是表示使用实际的CT数据的图像结果的图。
[0025] 图11是示例的处理系统的概略图。
【具体实施方式】
[0026] 根据示例的实施方式，X射线CT装置具备数据收集部和重建部。数据收集部根据 检测从X射线球管照射并透过被检体的X射线的X射线检测器的输出信号，收集在所述X 射线检测器中在排列在规定方向上的第1像素中的第1投影数据。重建部重建所述第1投 影数据来生成中间图像数据，并重建第2投影数据来生成医用图像数据，所述第2投影数据 根据针对第2像素对所述中间图像数据进行正投影得到的投影结果来取得，所述第2像素 是针对所述第1像素的至少一部分的像素间增加了像素数而得到的。
[0027] 另外，基于示例的实施方式，图像处理装置具备取得部和重建部。取得部取得在X 射线CT装置的X射线检测器中在排列在规定方向上的第1像素中收集到的第1投影数据。 重建部重建所述第1投影数据来生成中间图像数据，并且重建第2投影数据来生成医用图 像数据，所述第2投影数据根据针对第2像素对所述中间图像数据进行正投影得到的投影 结果来取得，所述第2像素针对所述第1像素的至少一部分的像素间增加了像素数而得到 的。
[0028] 另外，根据示例的实施方式，图像处理方法包含数据收集工序和重建工序。数据收 集工序根据检测从X射线球管照射并透过被检体的X射线的X射线检测器的输出信号，来 收集在所述X射线检测器中排列在规定方向上的第1像素中的第1投影数据。重建工序重 建所述第1投影数据来生成中间图像数据，并重建第2投影数据来生成医用图像数据，所述 第2投影数据根据将针第2像素对所述中间图像数据进行正投影得到的投影结果来取得， 所述第2像素是针对所述第1像素的至少一部分的像素间增加了像素数而得到的。
[0029] 另外，根据示例的实施方式，存储介质保存用于使计算机执行数据收集步骤和重 建步骤的程序。数据收集步骤根据检测从X射线球管照射并透过被检体的X射线的X射线 检测器的输出信号，来收集在所述X射线检测器中排列在规定方向上的第1像素中的第1 投影数据。重建步骤重建所述第1投影数据来生成中间图像数据，并重建第2投影数据来 生成医用图像数据，所述第2投影数据根据针对第2像素对所述中间图像数据进行正投影 得到的投影结果来取得，所述第2像素是针对所述第1像素的至少一部分的像素间增加了 像素数而得到的。
[0030] 根据示例的实施方式，医用成像系统能够以高分辨率模式进行初始重建，来取得 与扫描对象的被检体相关联的第1投影数据（还称为原始数据）的中间图像。能够执行中 间图像的高密度正投影，来取得投影结果（还称为生成数据）。能够使用原始数据和生成数 据这双方来执行正弦图更新，取得第2投影数据（还称为高分辨率正弦图）。之后，能够执 行最终重建，取得被扫描的被检体的高分辨率图像。
[0031] 根据示例的实施方式，输入接口能够输入目标被检体的医用图像扫描的第1投影 数据（还称为扫描数据），处理器能够执行步骤，输出接口能够将输出图像输出。步骤能 够包含：扫描数据的第1重建，用于取得目标被检体的中间图像；中间被检体的高密度正投 影，用于取得生成数据；正弦图更新，用于取得高分辨率正弦图，并使用生成数据以及扫描 数据这双方；以及第2重建，用于取得输出图像，并基于高分辨率正弦图。
[0032] 第1重建能够包含为了通过傅里叶变换对扫描数据进行滤波而对扫描数据执行 的卷积。第1重建能够包含在卷积后为了取得中间图像而执行反投影。
[0033] 正弦图更新能够按照以下的关系，在此，X表示第1投影数据（还称为原始 的正弦图），y表示投影结果（还称为所生成的正弦图），z表示第2投影数据（还 称为上采样得到的正弦图），k表示数据的尺寸。z(2k) =x(k)，以及，z(2k+l)= 7(21<:+1) + (么（1〇 + 么（1<:+1))/2，在此，么（1〇=1(1〇-：7(21〇。
[0034] 第2重建能够包含为了通过傅里叶变换对高分辨率正弦图进行滤波而执行的卷 积。第2重建能够包含在卷积之后为了取得输出图像而执行反投影。
[0035] 第1重建能够包含第1卷积和第1反投影，所述第1卷积为了通过具有第1尺寸 的高速傅里叶变换（FastFourierTransform:FFT)对扫描数据进行滤波而对扫描数据执 行，所述第1反投影在第1卷积之后利用第1矩阵来执行。第2重建能够包含第2卷积和 第2反投影，所述第2卷积为了通过具有作为第1尺寸的2倍的第2尺寸的高速傅里叶变 换（FastFourierTransform:FFT)对扫描数据进行滤波而对扫描数据执行，所述第2反投 影在第2卷积之后利用第2矩阵来执行。
[0036] 第1尺寸是512个BIN，第2尺寸是1024个BIN。
[0037] 第1矩阵以及第2矩阵能够分别具有1024X1024的尺寸。
[0038] 目标被检体的医用图像扫描的扫描数据能够设为计算机断层摄影（Computed Tomography:CT)扫描数据，医用图像扫描能够设为CT扫描。
[0039] 进行CT扫描的