一种计算机层析成像设备和方法.pdf

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1、(10)申请公布号 CN 103584877 A (43)申请公布日 2014.02.19 CN 103584877 A (21)申请号 201310546294.3 (22)申请日 2009.05.26 200910085612.4 2009.05.26 A61B 6/03(2006.01) A61B 6/06(2006.01) (71)申请人 清华大学 地址 100084 北京市海淀区清华大学 申请人 同方威视技术股份有限公司 (72)发明人 李亮 陈志强 张丽 康克军 李元景 刘以农 邢宇翔 赵自然 (74)专利代理机构 中国专利代理(香港)有限公 司 72001 代理人 刘鹏 汪扬 (。

2、54) 发明名称 一种计算机层析成像设备和方法 (57) 摘要 本发明公开了一种对被检测对象的感兴趣区 域进行 CT 成像的方法， 包括步骤 ： 获取所述感兴 趣区域的 CT 投影数据 ； 获取 B 区域的 CT 投影数 据 ； 选择一组覆盖所述感兴趣区域的 PI 线段， 并 且为所述 PI 线段组中的每条 PI 线段计算其上的 重建图像值 ； 然后组合所述PI线段组中的所有PI 线段上的重建图像值而得到所述感兴趣区域的图 像。 本发明还公开了采用该方法的CT成像设备及 其中的数据处理单元。由于只需要 X 射线束覆盖 感兴趣区域和 B 区域即能够精确重建获得该感兴 趣区域的二维 / 三维断层图。

3、像， 因此可以使用较 小尺寸的探测器实现大尺寸物体任意位置感兴趣 区域的CT成像， 这能够大大降低CT扫描过程中的 X 射线辐射剂量。 (62)分案原申请数据 (51)Int.Cl. 权利要求书 1 页 说明书 10 页 附图 6 页 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请 权利要求书1页 说明书10页 附图6页 (10)申请公布号 CN 103584877 A CN 103584877 A 1/1 页 2 1. 一种对被检测对象的感兴趣区域进行 CT 成像的方法， 包括步骤 ： 同时获取所述感兴趣区域的 CT 投影数据和 B 区域的 CT 投影数据， 其中所述 B 区域的。

4、 至少一部分位于所述被检测对象的支撑之外， 而且所述 B 区域被选为使得能够选择一组覆 盖所述感兴趣区域的PI线段， 其中每条经过所述感兴趣区域的PI线段均通过B区域 ； 以及 根据所述感兴趣区域的 CT 投影数据和所述 B 区域的 CT 投影数据来重建所述感兴趣区 域的 CT 投影数据。 2. 如权利要求 1 所述的 CT 成像方法， 其中所述根据所述感兴趣区域的 CT 投影数据和 所述 B 区域的 CT 投影数据来重建所述感兴趣区域的 CT 投影数据包括步骤 ： 对于所述 PI 线段组中的每条 PI 线段 ： 计算在所述 PI 线段上的一维 Hilbert 变换值， 以及 对所计算的一维 。

5、Hilbert 变换值进行有限 Hilbert 逆变换， 以获得在所述 PI 线段上的 重建图像值 ； 组合所述 PI 线段组中的所有 PI 线段上的重建图像值而得到所述感兴趣区域的图像。 3. 如权利要求 2 所述的 CT 成像方法， 其中所述有限 Hilbert 逆变换步骤包括 ： 在重建图像域和 Hilbert 变换空间域两个域之间进行凸集投影迭代来获得满足精度 要求的所述在 PI 线段上的重建图像。 4. 如权利要求 1 所述的 CT 成像方法， 其中所述获取所述感兴趣区域的 CT 投影数据和 所述获取 B 区域的 CT 投影数据包括 ： 利用平行束、 扇束或者锥束 X 射线来对所述感。

6、兴趣区域和 B 区域进行 CT 扫描， 以获得 所述感兴趣区域和 B 区域的 CT 投影数据。 权 利 要 求 书 CN 103584877 A 2 1/10 页 3 一种计算机层析成像设备和方法 0001 本申请是申请日为 2009 年 5 月 26 日、 申请号为 200910085612.4 以及发明名称为 “一种计算机层析成像设备和方法” 的发明专利申请的分案申请。 技术领域 0002 本发明涉及一种计算机层析成像 （CT） 设备， 尤其是一种用于对感兴趣 (ROI) 区域 进行 CT 成像的设备， 以及在这些设备中使用的 CT 成像方法。 背景技术 0003 自从 1972 年 Ho。

7、unsfield 发明了第一台 CT 机， CT 技术给医学诊断和工业无损检 测带来了革命性的影响， CT 已经成为医疗、 生物、 航空航天、 国防等行业重要的检测手段之 一。X 射线锥束 CT 已经在医学临床、 安全检查、 无损检测等领域得到了广泛的应用， 特别是 在医学临床诊断中， 螺旋 CT 已经成为不可或缺的检查手段之一 1。 0004 尽管目前 CT 技术已经在工业、 安检、 医疗等领域取得了巨大的成功， 但由于工程 应用条件的复杂性和多样性， 对 CT 技术的进一步发展提出了更高的要求。尤其是在工业应 用中， CT 技术在大尺寸、 高精度成像， 医疗低剂量成像等方面存在较大困难。这。

8、主要由于 ： CT 扫描视野 （FOV） 受 X 射线束宽度、 探测器尺寸和扫描视角的限制， 这使得对大物体扫描 的投影数据可能存在探测器方向和扫描角度方向两个方面的截断 ； 而现有的主流 CT 算法 都是针对完整物体的全局重建方法， 要求 X 射线束必须完全覆盖物体断层， 对投影数据有 截断的情况难以处理。 因此， 目前对大物体或不规则物体进行成像时， 往往难以直接完成扫 描， 需要通过多次扫描后依靠数据重排等近似转换方法才能重建出最终图像， 这对 CT 成像 的速度和精度造成了负面的影响。 0005 此外， CT 设备中的探测器已经成为限制 CT 设备的硬件成本的最关键环节， 探测器 的价。

9、格直接和探测器单元尺寸和数量成正比， 而探测器价格的居高不下， 这极大地限制了 CT 产品的成本空间。 0006 另一方面， 在医疗 CT 成像中， 为了保证 X 射线投影数据不截断， 目前 CT 扫描使用 的 X 射线束宽度必须覆盖人体断层的宽度方向， 而真正感兴趣往往只是人体的某个器官， 这大大增加了人体在 CT 扫描过程中受到的不必要的辐射剂量， 如果不改变目前 CT 设计的 思路， 很难降低辐射剂量。目前， 医疗照射已经成为全民最大的人为电离辐射来源， 减少 CT 检查的 X 射线剂量是关系到全体社会公众及其后代健康的重大课题。 0007 另外， 随着人民生活水平的提高， 人们对医学诊。

10、断的要求越来越高， 特别是对于某 些人体特殊部位， 例如 ： 女性乳腺、 耳蜗、 牙齿等部位的医学诊断需要很高的空间分辨率。 对 于这些情况， 目前的主流全身螺旋 CT 机无法满足正常医疗诊断的需求。随着大面积平板探 测器技术的飞速发展， 目前医用平板探测器技术已经相当成熟， 如已经应用于高空间分辨 率的 X 射线 DR 成像。目前基于非晶硒、 非晶硅技术的平板探测器， 其有效探测器面积超过 了 500mm500mm， 而探测器像素尺寸也达到了 0.1mm 左右， 而目前多层螺旋 CT 的探测器单 位尺寸只有约 0.5mm， 利用平板探测器可以实现比现有螺旋 CT 空间分辨率高的多的 CT 图。

11、 说 明 书 CN 103584877 A 3 2/10 页 4 像。但是， 由于平板探测器数据量巨大， 数据传输速度还无法满足目前锥束 CT 成像的要求， 目前还没有真正应用平板探测器进行全身成像的 CT 设备。如果我们不是针对人体全身， 而 是利用小型平板探测器对感兴趣的器官实现高精度感兴趣区域 CT 成像， 那么就能够克服 数据传输速度慢的技术瓶颈， 使之成为可能。 0008 针对 CT 系统的上述缺点和局限性， 我们开始探索新的 CT 图像重建方法和 CT 成像 模式。事实上， 很多工程应用中并不要求对完整的物体进行全局 CT 成像， 只需要获得某些 感兴趣区域 （ROI） 的物体图像。

12、即可， 特别是医疗临床诊断中， 只要能够实现对可疑病灶部位 的成像即可 2。 0009 20 世纪 80 年代初， 人们已经开始研究物体的局部 CT 成像问题， 但受当时 CT 重建 理论所限， 人们无法精确重建出物体局部的 CT 图像， 因此转而寻求一种与物体断层图像相 关的近似函数。1985 年， Smith 等提出了一种 lambda tomography 的局部重建算法， 该算法 利用局部投影数据重建出一个与 ROI 密度函数有相同奇异性的函数 3。随后， Katsevich 提出了一种 pseudolocal tomography 的局部重建算法， 这种算法通过重建密度函数的 Hil。

13、bert变换的一部分来代替原函数 4。 但是， 由于这些函数都无法代替真正的物体断层图 像， 难以满足实际工程应用的需求， 极大地降低了局部 CT 成像对于实际工程应用的意义。 在随后很长的一段时间里， 针对物体局部 ROI 的成像研究一直陷于停顿， 无法得到解决。 0010 最近几年， CT重建理论获得了较大的发展。 2002年， Katsevich首先提出了一种基 于滤波反投影 （Filtered Back Projection， FBP） 形式的锥束螺旋 CT 精确重建算法。该算 法很好地解决了长物体重建问题， 在 Z 轴方向投影数据截断的情况下， 该算法仍然能够精 确地重建出被扫描部分。

14、的物体图像， 并且由于该算法是 FBP 形式的， 在重建速度上和迭代 类重建算法相比具有很大的优势， Katsevich为CT算法的发展提供了一个崭新的思路 5-6。 2004 年， Zou 和 Pan 提出了一种反投影滤波 （Back Projection Filtration， BPF） 形式的螺 旋 CT 精确重建算法， 该方法只需要理论上最少的投影数据就能够精确重建出物体的断层 图像 7-8。至此， 螺旋 CT 重建的基本理论问题得到了较好地解决。随后， BPF 算法被推广应 用到平行束、 扇束、 锥束 CT 图像重建中。Zou 和 Pan 的 BPF 算法是基于 PI 线的重建算法，。

15、 PI 线是扫描轨迹上任意两点连线上的一条线段， BPF 算法要求每条 PI 线的两个端点在物体支 撑外， 它的最大优势在于当投影数据存在某些截断时仍然能够精确重建出 PI 线上的图像， 这使得针对 ROI 而不是完整物体的 CT 重建成为可能。2006 年， Defrise 等在 BPF 算法的基 础上取得了更进一步的成果， 放宽了PI线的限制， 证明了当PI线只有一个端点在物体支撑 外时， 由通过该 PI 线的投影数据仍然能够精确重建出 PI 线上图像 9。2007 年， Wang 等人 进一步证明了当PI线完全在物体内部时， 如果已知该PI线上一部分的图像信息， 就能够通 过截断的投影数。

16、据精确重建出该 PI 线上的物体图像 10。但是， 在实际 CT 工程应用中， 物 体内部 PI 线上的重建数值信息很难事先获得， 因此， Wang 等人的方法在实际应用中具有一 定的局限性。 0011 相关文献 ： 1李亮. CT投影变换理论及锥束重建方法研究博士学位论文. 北京: 清华大学 工程物理系 , 2007. 2 李亮， 陈志强， 康克军， 张丽， 邢宇翔 . 感兴趣区域 CT 图像重建方法及模拟实验 , CT 理论与应用研究 , 18: 1-7, 2009. 说 明 书 CN 103584877 A 4 3/10 页 5 3A Faridani, E L Ritman, K T 。

17、Smith. “Local tomography” , SIAM Appl Math, 52: 459-484, 1992. 4A Katsevich, A. G. Ramm. “Pseudolocal tomography” , SIAM Appl Math, 56: 167-191, 1996. 5Katsevich A. A general scheme for constructing inversion algorithms for cone beam CT. Int J Math Math Sci, 2003, 21:1305-1321. 6Katsevich A. An impr。

18、oved exact filtered backprojection algorithm for spiral computed tomography. Adv Appl Math, 2004, 32:681-697. 7Zou Y, Pan X. Exact image reconstruction on PI-lines from minimum data in helical cone-beam CT. Phys Med Biol, 2004, 49:941-959. 8Zou Y, Pan X. Image reconstruction on PI-lines by use of fi。

19、ltered backprojection in helical cone-beam CT. Phys Med Biol, 2004, 49:2717-2731. 9M Defrise, F Noo, R Clackdoyle, H Kudo. “Truncated Hilbert transform and image reconstruction from limited tomographic data” , Inverse Problems, 22: 1037-1053, 2006. 10Y B Ye, H Y Yu, Y Wei, G Wang. “A General Local R。

20、econstruction Approach Based on a Truncated Hilbert Transform” , International Journal of Biomedical Imaging, Volume 2007, Article ID 63634。 发明内容 0012 本发明的申请人发现了一个全新的 CT 精确重建数据完备性条件 ： 对于任意一点， 如果投影数据同时满足下述条件， 则图像函数可 以被精确重建 ： 1. 存在向量和两条线段、， 其中是通过点且平行 于的在函数支撑内的线段，； 2. 线段至少有一个端点在函数支撑外， 或线段上的已知 ； 3. 对 于 。

21、任 意 点， 通 过 包 含 该 点 的 微 小 邻 域 内 任 意 点 的 任 意 角 度 下的投影均被采集得到， 其中。 0013 上述条件可以由图 1 解释， 当感兴趣区域 ROI 位于物体支撑内部时， FOV 仅仅覆盖 ROI 是不能精确重建 ROI 图像的， 需要增加额外的投影信息才能够重建出该 ROI 的断层图 像， 分两种情况 ：（a） （b） 属于一类情况， 即增加一个额外的深色阴影区域， 通过该阴影区域 的投影数据也需要采集得到， 并且该深色阴影区域的图像已知 ；（c） （d） 属于另外一类情 况， 即增加额外的一个阴影区域 B， 该区域有一部分或全部在物体支撑外。只要满足了。

22、上面 两种情况之一， 都能够实现感兴趣区域 ROI 的精确 CT 成像。对比图 1 中的四种情况， 我们 可以发现对于后面两种情况 （c）（d） 由于不需要已知该额外阴影区域的图像信息， 因此这两 种情况更方便在工程应用中实现 ； 特别是最后一种情况 （d） 由于阴影区域 B 位于物体支撑 外， 因而只需要测量到通过 ROI 和区域 B 的 X 射线投影即可精确重建 ROI 的断层图像， 这就 说 明 书 CN 103584877 A 5 4/10 页 6 意味着该 CT 扫描方式对于医疗成像而言， 被检测者能够接受更少的辐射剂量。被检测者只 需要接受扫描其可疑组织区域的X射线剂量和通过其身体。

23、外一个很小空气区域的X射线剂 量即可， 相比目前的全身螺旋 CT 扫描， 能够在很大程度上减小被检测者接受的辐射剂量。 0014 本发明正是基于上述 CT 精确重建数据完备性条件， 尤其是基于上述情况 （d） 而做 出。 0015 根据本发明的一个方面， 提供了一种对被检测对象的感兴趣区域进行 CT 成像的 方法， 包括步骤 ： 获取所述感兴趣区域的 CT 投影数据 ； 获取 B 区域的 CT 投影数据， 其中所 述 B 区域的至少一部分位于所述被检测对象的支撑之外， 而且所述 B 区域被选为使得能够 选择一组覆盖所述感兴趣区域的 PI 线段， 其中每条经过所述感兴趣区域的 PI 线段均通过 。

24、B 区域 ； 以及根据所述感兴趣区域的 CT 投影数据和所述 B 区域的 CT 投影数据来重建所述 感兴趣区域的 CT 投影数据。 0016 根据本发明的另一方面， 提供了一种用于对被检测对象的感兴趣区域进行 CT 成 像的CT成像设备， 包括 ： X射线发生器， 用于产生用于扫描的X射线束 ； 探测器装置， 用于探 测透过被扫描区域的 X 设备以产生投影数据 ； 被检测对象承载装置， 用于承载所述被检测 对象进出所述 CT 成像设备 ； 主控制器， 用于控制所述 CT 成像设备的操作， 以使得所述 X 射 线发生器所发出的 X 射线仅仅覆盖所述感兴趣区域来进行 CT 扫描以获得所述感兴趣区域。

25、 的投影数据， 以及使得所述 X 射线发生器所发出的 X 射线仅仅覆盖 B 区域来对所述 B 区域 进行 CT 扫描以获得所述 B 区域的投影数据， 所述 B 区域的至少一部分位于所述被检测对象 的支撑之外， 而且所述 B 区域被选为使得能够选择一组覆盖所述感兴趣区域的 PI 线段， 其 中每条经过所述感兴趣区域的 PI 线段均通过 B 区域 ； 以及数据处理单元， 用于基于所获得 的感兴趣区域的投影数据和 B 区域的投影数据来重建所述感兴趣区域的图像。 0017 根据本发明提出的 X 射线 CT 成像设备和方法， 只需要 X 光源发出的 X 射线束覆盖 感兴趣区域即能够精确重建获得该感兴趣区。

26、域的二维 / 三维断层图像， 因此可以使用较小 尺寸的探测器实现大尺寸物体任意位置感兴趣区域的 CT 成像， 提高了 CT 扫描和图像重建 的速度， 降低了 CT 设备的硬件成本， 同时能够大大降低 CT 扫描过程中的 X 射线辐射剂量。 因此， 本发明具有很高的市场应用潜力。 附图说明 0018 通过阅读下文优选实施方式的详细描述， 各种其他的优点和益处对于本领域普通 技术人员将变得清楚明了。附图仅用于示出优选实施方式的目的， 而并不认为是对本发明 的限制。而且在整个附图中， 用相同的参考符号表示相同的部件。在附图中 ： 图 1 说明了根据本发明的 CT 精确重建数据完备性条件 ； 图 2 。

27、描述了根据本发明一个实施例的计算机层析 （CT） 成像方法的流程图 ； 图 3 描述了根据本发明一个实施例的、 在图 2 的 CT 成像方法中执行的投影数据重建方 法的流程图 ； 图 4 示出了根据本发明一个实施例的 CT 成像设备 400 的结构框图 ； 图 5 示出了根据本发明一个实施例的 CT 成像设备 400 中的前准直装置 420 的结构框 图 ； 图 6 示出了根据本发明一个实施例的 CT 成像设备 400 中的探测器位置控制装置 440 说 明 书 CN 103584877 A 6 5/10 页 7 的结构框图 ； 以及 图 7 示出了根据本发明一个实施例的 CT 成像设备进行 。

28、CT 成像的数值模拟结果。 具体实施例 0019 下面结合附图和具体的实施方式对本发明作进一步的描述。 0020 如上面关于 CT 精确重建数据完备性条件的情况 （d） 所述， 只需要通过扫描获得了 通过 ROI 和 B 区域的 X 射线投影即可精确重建 ROI 的断层图像。 0021 图 2 描述了根据本发明的一个实施例的计算机层析 （CT） 成像方法。在步骤 S201 中， 确定要进行 CT 成像的被检测对象中的感兴趣 （ROI） 区域， 并且根据所确定的 ROI 区域 来确定至少一部分位于被检测对象支撑之外的 B 区域。B 区域被选为使得能够选择一组覆 盖 ROI 区域的 PI 线段， 。

29、其中保证每条经过 ROI 区域的 PI 线均通过 B 区域 （如图 1（d） 所示 的情况） 。B 区域可以是一个任意大小和形状的空间区域， 考虑到实际探测器单元的尺寸和 病人接受的辐射剂量两个因素， 一般地， B 区域可以选择为直径是探测器单元 10 倍的圆或 球形空间区域。当然， B 区域可以不止一个。另外， 为了进一步提高图像重建速度和精度， 可以进一步确定其它参考区域。 0022 在确定了 ROI 区域和 B 区域之后， 在步骤 S203 中， 将 ROI 区域调整到扫描视野范 围内， 以使得扫描X射线束仅仅覆盖该ROI， 并对该ROI区域进行CT扫描以获得ROI区域的 CT 投影数据。

30、。然后在步骤 S205 中， 将 B 区域调整到扫描视野范围内， 以使得 X 射线束仅仅 覆盖该 B 区域， 并对该 B 区域进行 CT 扫描以获得 B 区域的 CT 投影数据。随后在步骤 S207 中， 基于在步骤 S203 获得的 ROI 区域的 CT 投影数据和在步骤 S205 获得的 B 区域的 CT 投 影数据， 根据下面如参考图 3 所述的重建方法来重建出该 ROI 区域的 CT 图像。在本发明的 CT成像方法中， 虽然需要进行两次CT扫描才能够重建出ROI区域的CT图像， 但在每次扫描 中， X 射线束仅仅覆盖到 ROI 和 B 区域， 因此两次扫描中被检测对象受到的总 X 射线。

31、辐射剂 量远远小于传统 CT 扫描的辐射剂量。 0023 图 3 具体描述了在图 2 所示的步骤 S207 中执行的重建方法。在步骤 S301 中， 选 择一组能够覆盖 ROI 区域的 PI 线段， 且保证每条经过 ROI 区域的 PI 线均通过 B 区域。 0024 该方法随后进入步骤S303-S307， 其中对于在步骤S301中选定的PI线段组中的每 条 PI 线， 沿着该 PI 线进行图像重建。然后在步骤 S309 中， 对在所有 PI 线上的重建数据进 行组合而得到最终的 ROI 图像。这种基于 PI 线的图像重建过程在二维和三维重建中是一 样的， 下面以二维图像重建为例来说明在步骤 。

32、S303-S307 中执行的、 基于一条 PI 线的图像 重建处理。 0025 将沿着一条 PI 线的二维图像定义为函数， 则图像重建处理就是寻找 符合下面公式 （1） 所有 5 个约束的交集函数。 说 明 书 CN 103584877 A 7 6/10 页 8 （1） 其中，可以由测量到的 CT 投影数据直接计算得到。另外，表 示归一化后的一维 PI 线段，是该 PI 线段上位于被检测对象支撑外的 B 区域 B， 而 则是位于 ROI 区域内的 PI 线段中的部分， 这如图 1（d） 所示。 0026 是B区域中的PI线段部分上的物体图像， 由于其在被检测对象的支撑之外， 并且通常为空气， 。

33、所以一般可以设置其图像重建值为0。表示重建图像中的可能的最大 值， 可以根据被检测对象的特征来设置成该对象中的最大密度材料的衰减系数值， 例如对 于医疗 CT 成像， 被检测对象是通常是人， 其重建图像的最大值一般是骨组织， 那么可以将 设置为是在相应 X 射线能量下的骨组织的衰减系数值。 0027 是 PI 线段上的一维 Hilbert（希尔伯特） 变换值， 即对投影数据求差分然后 反投影到 PI 线段上的结果， 这可以用下面公式计算得到 ： （2） 此处， 是一维 PI 线上的点在断层图像空间上的二维坐标表示， 和 中的点 x 一一对应。其中，表示投影数据， 是探测器上的一维坐标， 是投影。

34、 的采用角度，。 这里，和具有相同的含义， 只是因为在不同坐标 系下表示为不同的变量。 0028 上述公式 （1）中的约束条件容易理解和实现， 条件可利用 POCS （Projection onto Convex Set， 凸集投影） 迭代计算来实现， 具体而言， 条件可以利用下 述迭代计算来实现 ： , （3） 其中，表示迭代的中间重建图像， 表示迭代步数。迭代初始图像可以任 意人为设置， 一般地取全零即可。表示 Hilbert 逆变换， 该变换公式为 ： （4） 说 明 书 CN 103584877 A 8 7/10 页 9 其中 P.V. 表示 Cauchy 主值积分。 0029 公式 。

35、（3） 中的定义为 ： （5） 其中，是通过前面公式 （2） 计算得到的， 在 POCS 迭代过程中，保持不变， 不需 要重复反投影计算。 0030 公式 （1） 中的约束条件的计算公式为 ： （6） 。 0031 根据上述对求解公式 （1） 的具体处理的描述， 可知在寻找符合下面公式 （1） 中所 有 5 个约束的交集函数中， 需要首先进行反投影滤波 （即获得的值） ， 然后进行 POCS 迭 代计算来获得的值。而 POCS 迭代过程都是在重建图像域和 Hilbert 变换空间两个域 之间的反复迭代， 不存在前向投影问题， 因此， 图像重建的速度很快。 0032 具体而言， 在步骤S303中。

36、， 选择PI线段组中的一条PI线段。 然后在步骤S305中， 计算选定 PI 线段上的一维 Hilbert 变换值， 这可以根据公式 （2） 计算得到。随后， 在步骤 S307 中， 对步骤 S305 计算得到的一维 Hilbert 变换值进行有限 Hilbert 逆变换， 以获得在 PI线段上的重建图像值。 在步骤S307的处理中， 需要在重建图像域和Hilbert变换空间域 两个域之间的反复迭代， 即 POCS 迭代过程来获得满足精度要求的满足要求的重建图像。步 骤 S307 中的处理可以根据上述公式 （1） 和 （3） -（6） 来进行。 0033 需要特别说明的是， 上述的重建方法并不。

37、限于某种扫描方式， 它能够适用于利用 平行束、 扇束或者锥束 X 射线的 CT 扫描， 同时对于不同的扫描轨道， 该重建方法也同样适 用， 唯一有所不同的是反投影公式 （2） 会因为具体扫描方式的变化在权重系数上稍有不同， 只需要根据具体的扫描方式进行相应调整即可， 在此不做赘述。 0034 另外， 还需要指出的是， 图 3 仅仅给出了一种根据 ROI 区域的 CT 投影数据和 B 区 域的 CT 投影数据来重建 ROI 区域的 CT 图像的一种具体方式。还存在其他根据本发明的原 理、 利用ROI区域的CT投影数据和B区域的CT投影数据来重建ROI区域的CT图像的方法， 而所有这些方法都在本发。

38、明的保护范围之内。 0035 图4示出了根据本发明一个实施例的CT成像设备400， 其利用根据本发明的CT成 像方法来进行 CT 成像。CT 成像设备 400 包括用于产生用于扫描的 X 射线束的 X 射线发生 器410、 前准直装置420、 探测器装置430、 探测器位置控制装置440、 旋转机构450、 被检测对 象承载装置 460、 主控制器 470、 数据处理单元 480 以及显示装置 490。 0036 X射线发生器410发出的X射线通常是扇形束 （对应于线阵列探测器） 或锥形束 （对 说 明 书 CN 103584877 A 9 8/10 页 10 应于面阵列探测器） 。前准直装置。

39、 420 安装在 X 射线发生器 410 的射线出束窗口的位置处， 用于限制 X 射线束的宽度， 以使得 X 射线束的宽度和探测器装置中的探测器宽度一致。如 上面在描述根据本发明的 CT 成像方法中所述， 本发明需要分别对 ROI 区域和 B 区域进行扫 描， 因此需要前准直装置 420 具备调节 X 射线束流宽度， 以便 X 射线束仅仅覆盖 ROI 区域或 者 B 区域的功能。图 5 示出了前准直装置 420 的详细结构。如图 5（a） 所示， 该前准直装 置 420 由四块 X 射线遮挡块 421a-421d 组成， 形成具有一定形状的 X 射线出束窗口 423， 该 形状可以是圆形、 矩。

40、形或其他形状。在本实施例中， 如图 5（b） 所示， 以矩形为例进行说明。 X 射线遮挡块 421a-421d 由有效吸收 X 射线能量的物质 （其可以是铅、 钨等高密度的材料） 制作， 并且具备一定厚度以能够阻挡 X 射线的透过。每个 X 射线遮挡块 421a-421d 后面都 有一组独立运转的伺服电机 425 和精密丝杠 427（如图 5（c） 所示） ， 伺服电机 425 和精密 丝杠 427 能够在主控制器 470 的控制下， 驱动相应的 X 射线遮挡块 421a-421d 按照给定的 参数沿着精密丝杠 427 移动来前进或后退。四组伺服电机 425 和精密丝杠 427 同时按照既 定。

41、参数运转就能够使得 X 射线出束窗口 423 针对不同的 ROI 区域或者 B 区域实现相应的窗 口大小和位置的改变， 从而达到 X 射线束在扫描过程中仅仅覆盖 ROI 区域或者 B 区域的要 求。当然， X 射线遮挡块不一定是恰好四块， 任何可以形成一定形状的 X 射线出束窗口的多 块 X 射线遮挡块都在本发明的保护范围之内。 0037 探测器装置 430 可以使用线阵列探测器或面阵列探测器， 也可以采用平板探测 器， 以及相应的辅助设备。探测器装置 430 探测透过被扫描区域的 X 射线以产生投影数据， 并以光缆、 网线等有线或者无线方式将投影数据传输到数据处理单元 480 进行进一步的处。

42、 理。 0038 探测器位置控制装置 440 用于控制探测器装置 430 的位置， 并包括伺服电机 441 和精密丝杠 443 等。图 6 说明了在探测器装置 430 为面阵列探测器的实施例中， 探测器位 置控制装置 440 的详细结构。如图 6 所示， 探测器装置 430 通过装卡槽固定在精密丝杠 443 上， 可以由伺服电机 441 在主控制器 470 的控制下驱动该探测器装置 430 沿丝杠 443 做直 线运动。由于可以选择 ROI 区域和 B 区域， 因此需要探测器装置 430 运动的范围要能够覆 盖任意可能选择的 ROI 区域和 B 区域位置， 因此探测器装置 430 在每个 X 。

43、射线投影角度下 的位置都可能是变化的， 以随时根据需要在主控制器 270 的控制下改变探测器装置 430 的 位置。 0039 旋转机构 450 包括一个能够围绕某固定中心旋转的桶架， X 射线发生器 410、 前准 直装置 420、 探测器装置 430、 探测器位置控制装置 440 等均固定在该桶架上。在 CT 扫描 过程中， 该桶架在主控制器 470 的控制下带动上述各装置旋转， 并且在旋转的同时， X 射线 发生器 410 以不同的角度下发出 X 射线束穿过被检测区域 （如 ROI 区域或 B 区域后） 被探 测器装置 430 探测到， 并将投影数据传输到后端的数据处理单元 480 进行。

44、处理。旋转机构 450 可以进行多圈旋转扫描、 单圈旋转扫描或者往复的多圈旋转扫描， 只要这些扫描方式足 以让CT成像设备400获得足够的投影数据来重建图像， 则所有这些扫描方式都在本发明的 保护范围之内。 0040 被检测对象承载装置 460 承载被检测对象进出 CT 成像设备 400， 其结构与现有的 装置类似。通常， 被检测对象承载装置 460 定位于旋转机构 450 的旋转中心附近， 而且 ROI 区域通常是被检测对象的一部分。 说 明 书 CN 103584877 A 10 9/10 页 11 0041 主控制器470控制整个扫描过程， 在本发明的实施例中， 主控制器470以对应于图。

45、 2 所述的 CT 成像方法的方式来控制 CT 成像设备 400。主控制器 470 首先根据所确定的 ROI 区域， 控制前准直装置 420 和探测器位置控制装置 440 以便 X 射线发生器 410 所发出的 X 射线仅仅覆盖 ROI 区域。然后主控制器 470 控制 CT 成像设备 400 以对 ROI 区域进行 CT 扫 描以获得ROI区域的投影数据并将该数据发送给数据处理单元480。 随后， 主控制器470首 先根据确定的 B 区域， 控制前准直装置 420 和探测器位置控制装置 440 以便 X 射线发生器 410 所发出的 X 射线仅仅覆盖 B 区域。最后， 主控制器 470 控制。

46、 CT 成像设备 400 以对 ROI 区域进行 CT 扫描以获得 B 区域的投影数据并将该数据发送给数据处理单元 480。 0042 数据处理单元 480 在获得 ROI 区域和 B 区域的投影数据之后， 根据如图 3 所述的 重建方法来重建 ROI 区域的图像。具体而言， 数据处理单元 480 包括 PI 线划分装置 481、 Hilbert 变换计算装置 483、 Hilbert 逆变换计算装置 485 以及重建数据组合装置 487。其 中， PI 线划分装置 481 根据 ROI 区域和 B 区域的相对位置， 选择一组能够覆盖 ROI 区域的 PI 线段， 且保证每条经过 ROI 区域。

47、的 PI 线均通过 B 区域。Hilbert 变换计算装置 483 为一 组 PI 线中的每条 PI 线计算沿着该 PI 线的一维 Hilbert 变换值。Hilbert 逆变换计算装置 485 对利用 Hilbert 变换计算装置 483 计算得到的一维 Hilbert 变换值进行有限 Hilbert 逆变换， 以获得在 PI 线段上的重建图像值， 其中在 Hilbert 逆变换计算装置 485 中， 需要在 重建图像域和Hilbert变换空间域两个域之间的反复迭代， 即POCS迭代过程来获得满足精 度要求的重建图像。 重建数据组合装置487针对根据PI线划分装置481所提供的PI线组， 对。

48、 PI 线组中的每条 PI 线的、 由 Hilbert 逆变换计算装置 485 计算得到的重建图像进行组 合， 而得到最终的 ROI 图像。数据处理单元 480 中的处理的具体细节在上面已经详细描述 过了， 这里不再进行赘述。 0043 此外， 数据处理单元 480 还执行诸如硬化、 散射校正， 金属伪影校正， 以及图像处 理与模式识别等传统的 CT 扫描和成像设备中执行的图像数据处理。 0044 显示装置 490 显示重建得到的 ROI 区域图像， 同时显示装置 490 还可以显示与 CT 扫描过程中的控制和参数相关的信息， 以便操作人员可以直观地获得上述信息。 0045 根据本发明的 CT。

49、 成像设备 400 可以通过分别对 ROI 区域和 B 区域进行扫描来快 速和精确地重建出 ROI 区域的图像。虽然需要两次扫描， 但是由于仅仅需要对 ROI 区域和 B 区域进行扫描， 所以扫描和重建速度反而变快了。此外， 被检测对象暴露于 X 射线之下的 区域也显著减少了。 0046 这里需要指出的是， 虽然在上面针对 CT 成像设备 400 的实施例的描述中， 说明了 先获取ROI区域的CT投影数据， 然后获取B区域的CT投影数据的次序， 但是， 该次序是可以 任意的， 例如， 可以先获取 B 区域的 CT 投影数据然后获取 ROI 区域的 CT 投影数据。甚至， 在根据本发明的一个实施例中， 可以同时获取 ROI 区域和 B 区域的 CT 投影数据。所有这些 获取 ROI 区域和 B 区域的 CT 投影数据的方式都在本发明的保护范围之内。 0047 图 7 是利用根据本申请的 CT 成像设备进行 CT 图像扫描和重建的数值模拟结果。 实验中我们使用了 Shepp-logan 头模型，。