技术领域
[0001] 本
发明涉及一种校正图像失真的方法及装置，尤其涉及一种校正计算机
断层扫描(Computed Tomography，CT)设备二维重建图像失真的方法、装置及CT机。
背景技术
[0002]
计算机断层扫描，又称为电脑断层扫描，是一种影像诊断学检查。该扫描技术已经被广泛的用来对人体进行检查，形成影像资料，便于医生进行诊断。通常，在利用计算机断层扫描(CT)设备对病人进行扫描的时候，多采用螺旋扫描的方式。
[0003] CT设备会将螺旋扫描得到的数据进行二维重建，得到二维重建图像。并进一步的将多幅二维重建图像堆叠，以得到各种形式的三维图像。
[0004] 现有的CT二维重建方法，为了提高重建速度，会进行一些近似处理，这会导致二维重建得到的图像有失真。尽管单独查看每一幅二维重建得到的图像，实真并不严重，但是，如果用大量的失真的二维重建图像去堆叠(stack)生成三维图像时，三维图像就会出现明显的失真。特别是对于通过堆叠得到的冠状图、矢状图、体绘制图等，失真尤为明显。
[0005] 所以，需要提供一种新的校正CT二维重建图像的失真的方法及装置，这样来提高图像的
质量，以便于进行诊断。
发明内容
[0006] 本发明的一个
实施例提供了一种校正CT二维重建图像失真的方法，包括：根据CT扫描得到的数据生成二维重建图像；以及通过校正二维重建图像中的
体素的Z轴
位置来校正二维重建图像失真。
[0007] 本发明另一个实施例提供了一种校正CT二维重建图像失真的装置，包括：图像生成模
块，用于根据CT扫描得到的数据生成二维重建图像；以及失真校正模块，用于通过校正二维重建图像中的体素的Z轴位置来校正二维重建图像失真。
[0008] 本发明另一个实施例提供了一种CT机，包括了根据本发明的校正CT二维重建图像失真的装置。
附图说明
[0009] 通过结合附图对于本发明的实施例进行描述，可以更好地理解本发明，在附图中：
[0010] 图1所示为本发明的校正CT二维重建图像失真的方法的一个实施例的流程示意图；
[0011] 图2所示为本发明的校正CT二维重建图像失真的方法的另一个实施例的流程示意图；
[0012] 图3所示为本发明的校正CT二维重建图像失真的方法的再一个实施例的流程示意图；
[0013] 图4所示为本发明的校正CT二维重建图像失真的装置的一个实施例的示意性
框图。
具体实施方式
[0014] 以下将描述本发明的具体实施方式，需要指出的是，在这些实施方式的具体描述过程中，为了进行简明扼要的描述，本
说明书不可能对实际的实施方式的所有特征均作详尽的描述。应当可以理解的是，在任意一种实施方式的实际实施过程中，正如在任意一个工程项目或者设计项目的过程中，为了实现开发者的具体目标，为了满足系统相关的或者商业相关的限制，常常会做出各种各样的具体决策，而这也会从一种实施方式到另一种实施方式之间发生改变。此外，还可以理解的是，虽然这种开发过程中所作出的努
力可能是复杂并且冗长的，然而对于与本发明公开的内容相关的本领域的普通技术人员而言，在本公开揭露的技术内容的
基础上进行的一些设计，制造或者生产等变更只是常规的技术手段，不应当理解为本公开的内容不充分。
[0015] 除非另作定义，
权利要求书和说明书中使用的技术术语或者科学术语应当为本发明所属技术领域内具有一般技能的人士所理解的通常意义。本发明
专利申请说明书以及权利要求书中使用的“第一”、“第二”以及类似的词语并不表示任何顺序、数量或者重要性，而只是用来区分不同的组成部分。“一个”或者“一”等类似词语并不表示数量限制，而是表示存在至少一个。“包括”或者“包含”等类似的词语意指出现在“包括”或者“包含”前面的元件或者物件涵盖出现在“包括”或者“包含”后面列举的元件或者物件及其等同元件，并不排除其他元件或者物件。“连接”或者“相连”等类似的词语并非限定于物理的或者机械的连接，也不限于是直接的还是间接的连接。
[0016] 图1所示为本发明的校正CT二维重建图像失真的方法的一个实施例的流程示意图。
[0017] 在本实施例中，方法100包括步骤101至102。
[0018] 其中，在步骤101中，根据CT扫描得到的数据生成二维重建图像。
[0019] 在非限定示例中，CT采用螺旋扫描对物体进行扫描得到数据。
[0020] 在一个实施例中，在步骤101中，可以对CT螺旋扫描得到的数据进行二维重建，生成若干幅二维重建图像。
[0021] 在步骤102中，通过校正二维重建图像中的体素的Z轴位置来校正二维重建图像的失真。
[0022] 体素是指在三维空间分割中的最小单位，概念上类似于二维空间的最小单位——
像素。
[0023] 在本发明的一个实施例中，可以通过校正步骤101中生成的每一幅二维重建图像中的每一个体素的Z轴位置，来校正二维重建图像的失真。
[0024] 在本发明的另一个实施例中，也可以通过校正对步骤101中生成的某一幅或若干幅二维重建图像中的部分体素的Z轴位置，来校正二维重建图像的失真。
[0025] 在本发明的一个实施例中，可以根据
X射线的不同视
角值所对应的体素的Z轴位置偏差来校正二维重建图像的失真。在CT螺旋扫描的过程中，X射线的视角值在0度到360度之间变化。因此，对二维重建图像中的一个体素而言，可以对于每一个不同的视角值，计算出该体素的Z轴位置偏差。进而根据该体素的Z轴位置偏差来校正该体素的Z轴位置。当对一幅二维重建图像中的所有体素的Z轴位置进行校正以后，或者对一幅二维重建图像中的用户认为有必要校正的部分体素的Z轴位置进行校正以后，就完成了对该幅二维重建图像的失真的校正。
[0026] 图2所示为本发明的校正CT二维重建图像失真的方法200的另一个实施例的流程示意图。在本实施例中，方法200包括步骤201至204。
[0027] 其中，在步骤201中，根据CT扫描得到的数据生成二维重建图像。
[0028] 在非限定示例中，CT采用螺旋扫描对物体进行扫描得到数据。
[0029] 在一个实施例中，在步骤201中，可以对CT螺旋扫描得到的数据进行二维重建，生成若干幅二维重建图像。
[0030] 在步骤202中，对至少一幅二维重建图像中的至少一个体素，根据X射线的不同视角值，计算体素的Z轴位置偏差。
[0031] 在CT螺旋扫描的过程中，X射线的视角值通常在0度到360度之间变化。因此，对一个体素而言，可以对于每一个不同的视角值，计算出该体素的Z轴位置偏差。这样，对于二维重建得到的图像中的一个体素而言，有多少个视角值，就会得到多少个该体素的Z轴位置偏差。
[0032] 在本发明的一个实施例中，可以对CT二维重建得到的每一幅图像中的每一个体素，计算其Z轴位置偏差。
[0033] 然后，在步骤203中，计算Z轴位置偏差的算术平均值。
[0034] 对于一个体素而言，计算步骤202中得到的该体素的多个Z轴位置偏差的算术平均值。具体来说，可以计算加权系数均为1的简单算术平均值，也可以计算加权系数不全为1的算术平均值。
[0035] 在本发明的一个实施例中，可以对CT二维重建得到的每一幅图像中的每一个体素，分别计算其Z轴位置偏差的算术平均值。
[0036] 在步骤204中，将算术平均值
叠加到体素的原始的Z轴位置以校正二维重建图像失真。
[0037] 在本发明的一个实施例中，可以通过公式 将在步骤203中得到的体素的Z轴位置偏差的算术平均值 叠加到该体素的原始的Z轴位置值z上，即：叠加到该体素的原始的Z轴坐标值上，得到该体素的校正后的Z轴位置。
[0038] 在本发明的一个实施例中，可以对二维重建得到的每一幅图像中的每一个体素，将步骤203中计算得到的该体素的Z轴位置偏差的算术平均值叠加到该体素的原始的Z轴坐标值上，得到该体素的校正后的Z轴位置。
[0039] 图3所示为本发明的校正CT二维重建图像失真的方法300的再一个实施例的流程示意图。在本实施例中，该方法300包括步骤301至305。
[0040] 其中，在步骤301中，根据CT扫描得到的数据生成二维重建图像。
[0041] 在非限定示例中，CT采用螺旋扫描对物体进行扫描得到数据。
[0042] 在一个实施例中，在步骤301中，可以对CT螺旋扫描得到的数据进行二维重建，生成若干幅二维重建图像。
[0043] 在步骤302中，对至少一幅CT二维重建图像中的至少一个体素，根据X射线的不同视角值，计算球管到体素的距离。
[0044] 在CT螺旋扫描的过程中，X射线的视角值在0度到360度之间变化。因此，对一个体素而言，可以对于每一个不同的视角值，计算出球管到该体素的距离值。这样，对于二维重建得到的图像中的一个体素而言，有多少个视角值，就会得到多少个球管到体素的距离。
[0045] 在本发明的一个实施例中，可以对CT二维重建得到的每一幅二维重建图像中的每一个体素，分别计算球管到该体素的距离。
[0046] 在本发明的一个实施例中，可以通过如下公式计算球管到体素的距离S：
[0047] 其中，STI为球管到扫描中心点的距离，β为X射线的视角值，r为体素的三维极坐标值中的极径值，为体素的三维极坐标值中的极角值。
[0048] 可见，对于一个体素而言，当X射线的视角值在0度到360度之间变化时，通过该公式可以计算得到一系列的球管到体素的距离值。因此，上述公式中的β和S可以看作两个向量，即：S表示了二维重建图像中的一个体素的球管到该体素的距离值向量。
[0049] 在步骤303中，根据球管到体素的距离和X射线的不同视角值，得到Z轴位置偏差。
[0050] 球管到体素的距离，可以通过如下公式计算Z轴位置偏差zbias：
[0051] zbias=(STI-S)／STI*(β-βc)／(2π)*p*t，其中，STI为球管到扫描中心点的距离，S为步骤201中计算得到的球管到体素点的距离，β为X射线的视角值，p为
螺距，螺距的典型值可以是0.5、1.5等，t为在扫描中心测得的球管
准直器的开口大小，π为圆周率，βc为球管与体素所在的重建平面相遇时刻的视角，这里所说的体素所在的重建平面，指的是该体素的原始的Z轴位置z所对应的重建平面。
[0052] 可见，当步骤302中对一个体素计算得到球管到该体素的距离S为向量时，步骤303中计算得到的该体素的Z轴位置偏差值也为向量。
[0053] 在利用上述Z轴位置偏差zbias的计算公式计算体素的Z轴位置偏差时，可以将X射线的视角值向量以及由该视角值向量得到的球管到体素的距离值向量带入上述公式，得到该体素的Z轴位置偏差向量。因此，上述计算Z轴位置偏差zbias的公式中涉及的向量的乘法运算，是指两个向量中的元素值对应相乘，得到一个新的向量zbias。
[0054] 在本发明的一个实施例中，可以对每一幅CT二维重建图像中的每一个体素，计算其Z轴位置偏差。
[0055] 在步骤304中，计算Z轴位置偏差的算术平均值。
[0056] 对于一个体素而言，可以对步骤303中得到的该体素的Z轴位置偏差向量zbias中的元素值求算术平均值。具体来说，可以计算加权系数均为1的简单算术平均值，也可以计算加权系数不全为1的算术平均值。
[0057] 在本发明的一个实施例中，可以对二维重建得到的每一幅图像中的每一个体素，计算其Z轴位置偏差的算术平均值。
[0058] 在步骤305，根据算术平均值得到体素的校正后的Z轴位置。
[0059] 可以将在步骤304中得到的体素的Z轴位置偏差的算术平均值叠加到该体素的原始的Z轴位置上，即：叠加到该体素的原始的Z轴坐标值上，得到该体素的校正后的Z轴位置。在本发明的一个实施例中，可以通过如下公式得到体素的校正后的Z轴位置Z_voxel：
[0060] 其中，z为该体素的原始的Z轴位置， 为步骤304中得到的该体素的Z轴位置偏差的算术平均值。
[0061] 在本发明的一个实施例中，可以对二维重建得到的每一幅图像中的每一个体素，将步骤304中计算得到的该体素的Z轴位置偏差的算术平均值叠加到其原始的Z轴坐标值上，得到校正后的Z轴位置。
[0062] 当将每一幅二维重建图像中的每个体素的Z轴位置偏差的算术平均值都叠加到该体素的原始的Z轴坐标值上后，就完成了对所有二维重建图像的Z轴位置的校正。将这些校正后的二维重建图像堆叠起来，并通过堆叠得到的图像可以生成冠状图、矢状图、体绘制图等图像，这些图像的失真将明显减少。
[0063] 本发明还提供了一种校正CT二维重建图像失真的装置。图4所示为本发明的校正CT二维重建图像失真的装置的一个实施例的示意性框图。装置400可以包括：图像生成模块401，用于根据CT扫描得到的数据生成二维重建图像；以及失真校正模块402，用于通过校正二维重建图像中的体素的Z轴位置来校正二维重建图像失真。
[0064] 在本发明的一个实施例中，失真校正模块402可以包括Z轴位置校正模块，用于根据X射线的不同视角值所对应的体素的Z轴位置偏差来校正二维重建图像的Z轴位置失真。
[0065] 在本发明的一个实施例中，Z轴位置校正模块可以包括：Z轴位置偏差计算模块，用于对二维重建图像中的至少一个体素，根据X射线的不同视角值，计算体素的Z轴位置偏差；算术平均值计算模块，用于计算Z轴位置偏差的算术平均值；以及叠加模块，用于将算术平均值叠加到体素的原始的Z轴位置以校正二维重建图像失真。
[0066] 在本发明的一个实施例中，Z轴位置偏差计算模块可以包括距离计算子模块，用于计算球管到体素的距离；以及用于根据球管到体素的距离得到Z轴位置偏差的子模块。
[0067] 在本发明实施例中，其能够有效地校正CT二维重建导致的二维重建图像的失真，使得二维重建图像本身以及通过CT二维重建图像堆叠得到的各种形式的三维图像质量更高、更接近被扫描对象的真实形状。
[0068] 以上所述仅为本发明的实施例而已，并不用于限制本发明，对于本领域的技术人员来说，本发明可以有各种更改和变化。凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何
修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的权利要求范围之内。
