在X射线CT装置中，以规定的扫描FOV(scan field of view： 扫描视野)对摄影对象进行扫描并收集原始数据，采用该原始数据和 扫描FOV用的校准文件对相当于扫描FOV的显示FOV(display field of view：显示视野)的图像进行重构。
由于扫描FOV越大校准文件的数据精度越低，因而显示FOV越大 图像重构的图像质量越低。

因此，本发明的课题为提供一种即使显示FOV很大的情形亦能够 重构出质量优良的图像的方法及能够实现该图像重构的X射线CT装 置。
(1)用于解决上述课题的一个观点的发明涉及一种图像重构方 法，其特征在于：使用由第1扫描FOV扫描所获得的原始数据和所述 第1扫描FOV用的校准文件对与所述第1扫描FOV相当的第1显示FOV 的图像(第1图像)进行重构，使用所述原始数据及比所述第1扫描 FOV小的第2扫描FOV用的校准文件对与所述第2扫描FOV相当的第2 显示FOV的图像(第2图像)进行重构，采用所述第2图像替换所述 第1图像中与所述的2显示FOV相当的部分的图像来形成合成图像。
(2)用于解决上述课题的另一观点的发明涉及一种X射线CT装 置，其特征在于，包括：
扫描装置，利用X射线以第1扫描FOV对摄影对象进行扫描，并 收集原始数据；第1重构装置，使用所述原始数据及所述第1扫描FOV 用的校准文件对与所述第1扫描FOV相当的第1显示FOV的图像(第1 图像)进行重构；第2重构装置，使用所述原始数据及比所述第1扫 描FOV小的第2扫描FOV用的校准文件对与所述第2扫描FOV相当的 第2显示FOV的图像(第2图像)进行重构；合成装置，采用所述第2 图像替换所述第1图像中与所述的2显示FOV相当的部分的图像来形 成合成图像。
在上述各观点的发明中，使用以第1扫描FOV进行扫描所获得的 原始数据及第1扫描FOV用校准文件对与第1扫描FOV相当的第1显 示FOV的图像(第1图像)进行重构，使用相同的原始数据及比第1 扫描FOV小的第2扫描FOV用的校准文件对与第2扫描FOV相当的第2 显FOV的图像(第2图像)进行重构，由于利用第2图像替换第1 图像中与第2显示FOV相当的部分的图像，因而，第1图像的主要部 分被替换为高质量的第2图像。由此，即使扫描FOV很大时，也能够 重构出质量良好的图像。
最好在所述替换前，使所述第2图像的倍率与所述第1图像的倍 率相一致来进行正确的替换。最好在在所述替换前，使所述第2图像 的CT数的平均值与所述第1图像中相当于所述第2显示FOV的部分的 图像的CT数的平均值相一致来进一步提高图像质量。
最好所述第1扫描FOV用校准文件及所述的2扫描FOV用校准文 件中都包含射线束硬化修正用数据，从而进一步提高图像质量。
附图说明
附图1为X射线CT装置的框图。
附图2是表示X射线检测器的模式结构的图。
附图3是表示X射线检测器的模式结构的图。
附图4是表示X射线照射、检测装置的模式结构的图。
附图5是表示X射线检测器的模式结构的图。
附图6是表示扫描数据结构的图。
附图7是表示扫描FOV结构的图。
附图8是表示显示FOV结构的图。
附图9是表示X射线CT装置动作的流程图。

以下，参照附图对本发明的实施方式进行详细的说明。并且，本 发明并不限制于具体实施方式。
附图1表示X射线CT装置的框图。本装置为本发明的实施方式之 一例。通过本装置的结构来表示有关本发明的装置的实施方式的一例。 通过本装置的动作来表示有关本发明的方法的实施方式的一例。
如附图1所示，本装置包括扫描机架2、摄影床4及操作控制台6。 扫描机架2具有X射线管20。自X射线管20放射的未图示的X射线通 过准直仪(collimator)22形成为扇形的X射线束，即扇形束(fan beam)， 并照射到X射线检测器24上。
X射线检测器24具有沿扇形的X射线束的发散方向呈阵列状排列 的多个检测元件。关于X射线检测器24的结构将在后文中重新说明。
X射线管20、准直仪22及X射线检测器24构成X射线照射检测 装置。关于X射线照射检测装置将在后文中重新说明。
数据收集部26连接在X射线检测器24上。数据收集部26将X射 线检测器24的各检测元件的检测信号作为数字数据进行收集。收集的 数据成为原始数据。
来自X射线管20的X射线的照射受X射线控制器28的控制。另 外，对X射线管20和X射线控制器28之间的连接关系省略了图示。 准直仪22受准直仪控制器30控制，另外，省略关于准直仪22和准直 仪控制器30的连接关系的图示。
从上述X射线管20到准直仪控制器30的部件搭载于扫描机架2 的旋转部34。旋转部34的旋转受旋转控制器36控制。在此，省略关 于旋转部34和旋转控制器36的连接关系的图示。
摄影床4将未图示的摄影对象载入扫描机架2的X射线照射空间 或从其中移出。关于对象和X射线照射空间之间的关系将在后文中重 新说明。
操作控制台6具有数据处理装置60。数据处理装置60由例如计算 机等构成。数据处理装置60上连接有控制接口62。扫描机架2和摄影 床4与控制接口62连接。数据处理装置60通过控制接口62对扫描机 架2和摄影床4进行控制。
扫描机架2内的数据收集部26、X射线控制器28、准直仪控制器 30及旋转控制器36通过控制接口62被控制。在此，省略这些部件分 别与控制接口62相连接的图示。
数据处理装置60上还连接有数据收集缓冲器64。数据收集缓冲器 64与扫描机架2的数据收集部26连接。在数据收集部26收集的数据 经由数据收集缓冲器64输入到数据处理装置60中。
数据处理装置60上连接有存储装置66。存储装置66存储扫描机 架2所收集的数据。存储装置66存储用于数据处理装置60的程序。 数据处理装置60通过执行存储在存储装置66中的程序，从而进行有 关摄影的各种数据处理。
数据处理装置60利用通过数据收集缓冲器64收集在存储装置66 的多个视图(view)的投影数据进行图像重构。在图像重构中使用例 如滤波反投影(filtered back projection)法等。
在图像重构之前，借助于数据处理装置60来进行原始数据的预处 理。通过该预处理，原始数据成为投影数据。在预处理中采用校准文 件。校准文件存储于存储装置66中，关于校准文件将在后文中重新说 明。
数据处理装置60上还连接显示装置68和操作装置70。显示装置 68显示从数据处理装置60输出的重构图像或其他信息。操作装置70 由用户操作并将各种指示或信息输入到数据处理装置60。用户使用显 示装置68和操作装置70以人-机对话方式操作本装置。
附图2表示X射线检测器24的模式结构。如图2所示，X射线检 测器24是将多个X射线检测元件24(i)排列成1维阵列状的多通道 的X射线检测器。i为通道编号，其值为例如i＝1～1000。全部X射 线检测元件24(i)形成弯曲为圆筒凹面状的X射线入射面。
如附图3所述，X射线检测器24可以是将多个X射线检测元件24 (ik)排列成2维阵列状的检测器。全部X射线检测元件24(ik)形 成弯曲为圆筒凹面状的X射线入射面。k为列编号，其值为例如k＝1， 2，3，4。在X射线检测元件24(ik)中，采用列编号相同的元件分别 构成检测元件列。此外，X射线检测器24的检测元件列并不限于4列， 可以是超过4列或4列以下的多列。
X射线检测元件24(ik)例如可以由闪烁器(scintillator)和光 电二极管(photo diode)组合构成。但并不限于此，例如也可以是使用 碲化镉(CdTe)等半导体X射线检测元件或使用氙气(Xe)的电离箱 型的X射线检测元件。
附图4表示X射线照射检测装置中X射线管20和准直仪22及X 射线检测器24的相互关系。另外，附图4(a)为从扫描机架2的正面 观察的状态的示意图，而附图4(b)为从侧面观察的状态的示意图。 如附图4所示，自X射线管20放射出的X射线通过准直仪22形成为 扇形的X射线束400并照射到X射线检测器24上。以下，将扇形的X 射线束称为扇形束X射线。
附图4(a)表示扇形束X射线400的扩散。扇形束X射线400的 扩散方向与X射线检测器24中通道的排列方向一致。准直仪22具有 相隔一定距离对置的一对准直仪叶片222和224。准直仪叶片222和 224之间的空间为扇形束X射线400扩散方向的开口(aperture：孔阑)。 该孔阑决定扇形束X射线的开口角度。开口角度也称之为扇形角度(fan angle)。
附图4(b)表示扇形束X射线的厚度。扇形束X射线400的厚度 方向与X射线检测器24中多个检测元件列的并行设置方向一致。准直 仪22具有相隔一定距离对置的一对准直仪叶片226和228。准直仪叶 片226和228之间的空间形成为扇形束X射线400的厚度方向的孔阑。 该孔阑决定扇形束X射线400的厚度。
使上述扇形束X射线400的扇面与体轴交叉，例如如附图5所示， 搭载于摄影床4的对象8被移入X射线照射空间。扫描机架2成为内 部包含X射线照射检测装置的筒状结构。
X射线照射空间形成于扫描机架2的筒状结构的内侧空间。被扇形 束X射线400分割的对象8的像投影到X射线检测器24。通过X射线 检测器24检测出透过对象8的X射线。
照射到对象8的扇形束X射线400的厚度th由准直仪22的孔阑 决定。
由X射线管20、准直仪22及X射线检测器24构成的X射线照射 检测装置保持它们的相互关系不变地旋转(扫描)对象8的体轴的周 围。由此，进行轴向扫描(axial scan)。
在X射线照射检测装置旋转的同时，如箭头42所示那样，使摄影 床4向对象8的体轴方向连续移动时，X射线照射检测装置相对于对象 8沿包围对象8的螺旋状的轨道旋转，即进行所谓螺旋扫描(helical scan)。通过轴向扫描或螺旋扫描来收集多个图像的原始数据。
将文件头(header)及校准文件的数据与原始数据组合而构成每 次扫描的扫描数据(scan data)。附图6表示扫描数据的结构。
文件头中包含有关患者或扫描条件的数据。校准文件中包含关于 例如空气校准(Air.cal)、Q校准(Q.cal)、平均值校准(Av.cal)、 频谱校准(Spectr.cal)、基准水校准(Refwater.cal)等的数据。 此外，所谓Q校准是指有关X射线焦点移动的校准。
校准文件中也包含CT数修正、射线束硬化(BH)修正、去卷积 (deconvolution：DKN)等的数据。校准文件通过在本装置中进行规定 的校准来完成并存储在存储装置66中。
附图7表示扫描FOV的概念。以下，将扫描FOV也称为SFOV。如 附图7所示那样，SFOV是以扫描的等中心点(isocenter)ISO为中心的 圆形区域。
SFOV的大小由圆形区域的直径决定，可以决定多个SFOV，例如直 径为D1的SFOV1、直径为D2的SFOV2等。这里，D1＞D2。SFOV可根据 摄影对称的大小选择合适的SFOV。这里，列举了SFOV的数目为2的例 子，但SFOV的数目可以是大于等于2的多个。
在SFOV1的扫描中，收集属于X射线检测器24的光接收面中SFOV1 的投影范围C1的各通道的X射线检测信号并作为原始数据。在SFOV2 的扫描中，收集属于X射线检测器24的光接收面中SFOV2的投影范围 C2的各通道的X射线检测信号并作为原始数据。
每个SFOV都进行校准扫描。由此，按每个SFOV完成校准文件。 一般，SFOV越小的校准文件其数据精度越好。而且，校准文件是针对 代表性的SFOV来完成，除此之外的SFOV也可以根据具有代表性的SFOV 的校准文件适当完成。
附图8表示显示FOV的概念，以下，将显示FOV也称之为DFOV。 如附图8所示，DFOV是以扫描的等中心点ISO为中心的圆形区域。DFOV 规定SFOV中的图像重构范围。
DFOV的大小由圆形区域的直径决定，可以决定多个DFOV，例如直 径为D1的DFOV1、直径为D2的DFOV2等。这里，D1＞D2。这些DFOV 可根据图像重构的范围来适当选择。这里，列举了DFOV的数目为2的 例子，但DFOV的数目可以是大于等于2的多个。
重构图像的大小为定值而与DFOV的大小无关。因此，DFOV2的图 像变成与DFOV1的图像中DFOV2相当的部分，即虚线所示的圆形区域 的放大图像。因此，两幅图像的倍率不同。将重构图像的大小P用像 素来表示，即为例如512。
此外，通过预先指定重构图像的大小，能够使DFOV2的图像的大 小变为与DFOV2的大小相当。此时，两幅图像的倍率相等，DFOV2的图 像的大小变为与DFOV1的图像中虚线所示的圆形区域的大小相同。
在用于对DFOV1的图像进行重构的、原始数据的预处理中，采用 SFOV1的校准文件。在用于对DFOV2的图像进行重构的、原始数据的预 处理中，采用SFOV2的校准文件。
下面说明本装置的动作。附图9表示本装置的动作流程。本装置 的动作是在数据处理装置60的控制下进行的。如附图9所示那样，在 步骤901中进行扫描。
扫描条件由用户预先设定。扫描条件中包含关于SFOV和DFOV的 设定值。这里，SFOV和DFOV的设定值均为D1。即，设定SFOV1作为 扫描FOV，设定DFOV1作为显示FOV。
扫描通过扫描机架2来进行。通过扫描机架2所进行的扫描，从 而收集SFOV1的原始数据。扫描机架2为本发明中扫描装置的实施方 式之一例。
其次，在步骤903中，判断DFOV的大小是否不超过D2。判断是通 过数据处理装置60来进行的。由于设定了DFOV1所以不能判断显示 FOV。
因此，接着，在步骤905中，进行DFOV1中的预处理和图像重构。 预处理和图像的重构通过数据处理装置60来完成。预处理中使用 SFOV1用的校准文件。通过图像重构获得DFOV1的图像。将该图像作为 第1图像。在该步骤中进行预处理和图像重构的数据处理装置60为本 发明的第1图像重构装置的一例。
继而，在步骤907中，进行DFOV2中的预处理和图像重构。预处 理和图像的重构通过数据处理装置60来完成。预处理中使用SFOV2用 的校准文件。通过图像重构获得DFOV2的图像。将该图像作为第2图 像。在该步骤中进行预处理和图像重构的数据处理装置60为本发明的 第2图像重构装置的一例。
通过此前的操作，可分别获得附图8所示的DFOV1的图像(第1 图像)和DFOV2的图像(第2图像)。两幅图像的DFOV大小不同，但 图像本身的大小相同。
第1图像以SFOV1用的校准文件根据预处理的原始数据重构，而 第2图像以SFOV2用的校准文件根据预处理的原始数据重构。
这里，SFOV2用的校准文件比SFOV1用的校准文件数据的精度高， 所以第2图像比第1图像质量好。
其次，在步骤909中进行倍率调节。倍率调节是将第2图像的倍 率调节为与第1图像的倍率相同。通过倍率调节使第2图像缩小到与 第1图像中与DFOV2相当部分(虚线所表示的圆形区域)的大小相同。
倍率调节通过数据处理装置60来完成。数据处理装置60为本发 明的倍率调节装置的一例。此外，当第2图像以与第1图像相同的倍 率被重构时，不需要进行倍率调节。
继而，在步骤911中，进行CT数调节。进行CT数调节使第2图 像的CT数的平均值与用第1图像的虚线表示的圆形区域的CT数的平 均值相一致。
分别求出第2图像的CT数的平均值和第1图像的用虚线表示的圆 形区域的CT数的平均值，然后求出它们的差，用该差按每个像素对第 2图像的的CT数进行修正，从而进行上述CT数调节。由此，因预处理 中使用的校准文件的差异所造成的CT数的偏移得以修正。
CT数调节在数据处理装置60中进行。数据处理装置60是本发明 中CT数调节装置的一例。再有，当在两幅图像之间没有产生CT数的 偏移时不需要进行CT数调节。
继而，在步骤913中，进行图像合成。图像合成通过采用第2图 像替换属于第1图像的虚线所表示圆形区域的图像来进行。替换工作 通过数据处理装置60来完成。数据处理装置60是本发明的合成装置 的一例。
通过替换，第1图像的虚线所表示圆形区域的图像的质量变好， 合成图像与第1图像相比质量提高。虚线所表示的圆形区域是第1图 像的中央部，是图像诊断上最受重视的部分。由于该部分的图像质量 转好，所以第1图像在医疗上的实用性得到很大提高。
再有，虽然该部分是受射线束硬化效果的影响最大的部分，但在 BH修正数据的精度方面，SFOV2用校准文件比SFOV1用校准文件的精 度高，所以可高精度地进行射线束硬化修正，并能获得较高图像质量 的重构图像。通过这种方式获得的合成图像在步骤917中显示在显示 装置68上，并存储在存储装置66中。
当步骤903中的判断为Yes时，在步骤915中，进行DFOV2中的 预处理和图像重构。由此，可获得DFOV2的图像。DFOV2的图像相当于 上述第2图像并且图像质量高。通过这种方式获得的第2图像在步骤 917中显示在显示装置68上，并存储在存储装置66中。
发明的效果
如上述详细说明的那样，根据本发明，能够提供一种即使显示FOV 很大时也能重构出质量较高的图像的方法，以及能够重构出这样的图 像的X射线CT装置。