X射线计算机层析摄影设备.pdf

本发明涉及X射线计算机层析摄影设备。本发明提供能够提高双能量图像的图像质量的X射线CT设备。X射线CT设备包括：用于将具有第一能谱的X射线和具有不同于第一能谱的第二能谱的X射线施加给患者(HB)的X射线管；用于获取施加给患者(HB)的第一能谱的X射线投影数据和施加在其上的第二能谱的X射线投影数据的X射线数据获取单元；双能量图像重构装置，其基于第一能谱的X射线投影数据和第二能谱的X射线投影数据图像重构以与原子分布相关的X射线吸收系数表示X射线管电压相关信息的层析图像；和调整装置，用于调整图像重构的条件以优化表示X射线管电压相关信息的层析图像。

权利要求书
1.  一种X射线CT设备(100)，包括：
X射线管(21)，用于将具有第一能谱的X射线和具有不同于第一能谱的第二能谱的X射线施加给患者(HB)；
X射线数据获取单元(24)，用于获取施加给患者(HB)的第一能谱的X射线投影数据和施加给患者(HB)的第二能谱的X射线投影数据；
双能量图像重构装置(35)，用于基于第一能谱的X射线投影数据和第二能谱的X射线投影数据，图像重构以与原子分布相关的X射线吸收系数表示X射线管电压相关信息的层析图像；和
调整装置(37)，用于调整图像重构的条件，以优化表示X射线管电压相关信息的层析图像。

2.  如权利要求1所述的X射线CT设备(100)，其中所述双能量图像重构装置(35)包括用于基于第一能谱的X射线投影数据和第二能谱的X射线投影数据图像重构第一层析图像和第二层析图像、以及基于第一层析图像和第二层析图像图像重构以与原子分布相关的X射线吸收系数表示X射线电压相关信息的层析图像的装置；并且其中所述调整装置(37)包括分别调整第一和第二层析图像的图像重构条件以优化表示X射线管电压相关信息的层析图像。

3.  如权利要求2所述的X射线CT设备(100)，其中所述调整装置(37)调整施加具有第一能谱的X射线和具有第二能谱的X射线时的成像条件，以便优化表示X射线管电压相关信息的层析图像。

4.  如权利要求1-3中的任一项所述的X射线CT设备(100)，其中当图像重构条件被允许依赖于表示X射线管电压相关信息的层析图像的图像质量的指数值时，通过双能量图像重构装置调整所述图像重构条件。

5.  如权利要求1所述的X射线CT设备(100)，其中所述双能量图像重构装置(35)图像重构通过将第一能谱的X射线投影数据乘以第一加权系数、第二能谱的X射线投影数据乘以对应于负数的第二加权系数、并且使如此处理的数据经历加权处理而获得的X射线投影数据。

6.  如权利要求2所述的X射线CT设备(100)，其中所述双能量图像重构装置(35)将第一层析图像乘以第一加权系数，将第二层析图像乘以对应于负数的第二加权系数，并且使如此处理的层析图像经历加权处理。

7.  如权利要求1所述的X射线CT设备(100)，其中第一能谱的X射线投影数据的噪声与第二能谱的X射线投影数据的噪声彼此大约相等，或当乘以加权系数时彼此大约相等。

8.  如权利要求2所述的X射线CT设备(100)，其中第一层析图像的图像噪声和第二层析图像的图像噪声彼此大约相等，或当乘以加权系数时彼此大约相等。

9.  如权利要求1-8中的任一项所述的X射线CT设备(100)，其中当在表示X射线管电压相关信息的层析图像处观察到未配准伪像时，再次将第一层析图像和第二层析图像相互对准并且对所述第一层析图像和第二层析图像进行图像重构。

10.  如权利要求1-9中的任一项所述的X射线CT设备(100)，其中当在沿患者(HB)的身体轴线的方向的显示或三维显示器对表示X射线管电压相关信息的层析图像有影响时在层析图像平面内发生位移的时候，再次将第一层析图像和第二层析图像相互对准并且对所述第一层析图像和第二层析图像进行图像重构。

说明书X射线计算机层析摄影设备
技术领域
本发明涉及X射线CT设备和用于其的X射线CT图像重构方法的技术，该X射线CT设备优化以与原子分布相关的X射线吸收系数表示X射线管电压相关的信息的二维分布层析图像(即，在医疗X射线CT(计算机层析摄影)设备等中经历所谓的双能量扫描的层析图像)的空间分辨率和图像噪声。
背景技术
在利用二维X射线面探测器的X射线CT设备中，在获得给定原子的二维分布的层析图像时，进行基于低X射线管电压和高X射线管电压的层析成像，如图4所示，从而获得低X射线管电压的层析图像和高X射线管电压的层析图像。然后，根据想要看到的二维分布的每个原子规定或限定的加权系数，低X射线管电压的层析图像和高X射线管电压的层析成像经过加权处理(weightadding process)，从而获得以与给定原子的分布相关的X射线吸收系数表示X射线管电压相关信息的二维分布、经历所谓的双能量扫描的层析图像。如图5所示，施加低X射线管电压和高X射线管电压以获得低X射线管电压的X射线投影数据和高X射线管电压的X射线投影数据。然后，根据每个原子限定的加权系数，低X射线管电压的X射线投影数据和高X射线管电压的X射线投影数据经过加权处理，获得经历所谓的双能量扫描或成像的层析图像。
然而，即使在图4中的层析图像的加权处理和图5中的X射线投影数据的加权处理的情况下，加权系数之一是负数(minus number)。因此，经历所谓的双能量扫描、对应于表示X射线管电压相关信息的层析图像的图像噪声趋于变得比原始低X射线管电压的层析图像的图像噪声和高X射线管电压的层析图像的图像噪声更差。因此，难以保证经过双能量扫描的最终层析图像的图像质量，即，保证空间分辨率和图像噪声。因此，当为了改善图像质量增加X射线的施加时，X射线曝光增加。相反，当X射线的剂量减小时问题就会出现，图像质量达不到要求。
[专利文件1]日本未经审查的专利公开物No.2003-244542。
发明内容
然而，除了由一个X射线管电压的X射线吸收系数的分布产生各个层析图像作为CT值的二维分布的常规成像或扫描方法之外，利用二维X射线面探测器的X射线CT设备具有需要像所谓的双能量扫描这种新添加值的趋势。因此，也期待基于高图像质量双能量扫描的层析图像。
因此，本发明的目的是提供一种X射线CT设备，其优化以原子分布相关的X射线吸收系数表示的X射线管电压相关信息的二维分布层析图像(即，经历双能量扫描的层析图像)的空间分辨率或图像噪声。
在本发明中，在各个X射线管电压的成像条件的限度内调整成像条件，这样在表示X射线管电压相关信息的二维分布层析图像的摄影时，即，双能量层析图像扫描，在低X射线管电压和高X射线管电压下的层析图像的图像质量没有下降，即，它们产生近似相同的图像质量或图像噪声。此时，在各个X射线成像条件下，除了X射线管电压和X射线管电流之外，成像条件可以不同。可以设定在各个X射线管电压获得大约相同图像质量或图像噪声的层析图像的成像条件。
在图10所示的一个实例中，表示X射线管电压相关信息的一次摄影或扫描层析图像，即，经历所谓的能量扫描的层析图像，其图像质量反馈给各个X射线管电压的层析图像的图像重构条件，从而满足噪声指数值(index value)、空间分辨率指数值和切片厚度指数值的图像质量的至少一个指数值。优化低和高X射线管电压的图像重构条件并且再次进行图像重构，使得可以调整表示X射线管电压相关信息的层析图像的图像质量，即，经历所谓的双能量扫描的层析图像的图像质量，从而符合噪声指数值、空间分辨率指数值和切片厚度指数值的图像质量的至少一个指数值。
根据第一方面的X射线CT设备包括用于将具有第一能谱的X射线和具有不同于第一能谱的第二能谱的X射线施加给患者的X射线管，用于获取施加给患者(HB)的第一能谱的X射线投影数据和施加给患者的第二能谱的X射线投影数据的X射线数据获取单元，基于第一能谱的X射线投影数据和第二能谱的X射线投影数据，图像重构(image-reconstruct)以与原子分布相关的X射线吸收系数表示X射线管电压相关信息的层析图像的双能量图像重构装置，和用于调整图像重构的条件以优化表示X射线管电压相关信息的层析图像的调整装置。
在根据第一方面的X射线CT设备中，通过由第一能谱的X射线投影数据和第二能谱的X射线投影数据进行计算确定表示X射线管电压相关信息的层析图像。如果表示X射线管电压信息的层析图像不是最佳的，那么调整装置实施反馈以调整第一和第二能谱的X射线投影数据的图像重构条件。因此，可以优化表示X射线管电压相关信息的每个层析图像的图像质量。
在第二方面，双能量图像重构装置基于第一能谱的X射线投影数据和第二能谱的X射线投影数据图像重构第一层析图像和第二层析图像，和基于第一层析图像和第二层析图像图像重构以与原子分布相关的X射线吸收系数表示X射线管电压相关信息的层析图像。所述调整装置分别调整第一和第二层析图像的图像重构条件以优化表示X射线管电压相关信息的层析图像。
在根据第二方面的X射线CT设备中，通过由第一和第二层析图像进行计算确定表示X射线管电压相关信息的层析图像。如果表示X射线管电压相关信息的层析图像不是最佳的，那么调整装置进行反馈以分别调整用于由第一能谱的X射线投影数据图像重构第一层析图像和由第二能谱的X射线投影数据图像重构第二层析图像的条件。因此，能够优化表示X射线管电压相关信息的每个层析图像的图像质量。
在第二方面中提供根据第三方面的X射线CT设备，调整装置调整施加第一能谱的X射线和第二能谱的X射线时的成像条件，以便优化表示X射线管电压相关信息的层析图像。
为了优化表示X射线管电压相关信息的每个层析图像的图像质量，可以根据其中调整用于X射线管的电压或电流的条件的成像条件，以及用于图像重构的成像条件，来施加X射线。
根据第四方面的X射线CT设备通过双能量图像重构装置当被允许依赖于表示X射线管电压相关信息的层析图像的图像质量的指数值时调整图像重构条件。
在根据第四方面的X射线CT设备中，表示X射线管电压相关信息的层析图像被图像重构一次，并且根据图像质量的指数值调整图像重构条件。当图像质量指数值的每一个不同于优化目标值时，反馈它们之间的差，以在可变范围内调整成为图像重构源的图像重构条件，从而再次进行图像重构。因此，表示X射线管电压相关信息的每个层析图像的最终图像质量可以被调整到达到目标值。
提供根据第五方面的X射线CT设备，其中X射线管对患者的相同区域施加第一能谱的X射线和第二能谱的X射线。
在根据第五方面的X射线CT设备中，基于施加给患者的相同区域的第一能谱的X射线和第二能谱的X射线，利用层析图像或表示X射线管电压信息的层析图像摄影的X射线投影数据，在层析图像或X射线投影数据之间进行计算处理。通过在第一能谱的X射线和第二能谱的X射线之间的快速转换，可以获得表示患者的相同区域的X射线管电压相关信息的层析图像。
在第一或第三方面提供根据第六方面的X射线CT设备，双能量图像重构装置图像重构通过将第一能谱的X射线投影数据乘以第一加权系数，将第二能谱的X射线投影数据乘以与负数对应的第二加权系数，并使它们经历加权处理获得的X射线投影数据。
在根据第六方面的X射线CT设备中，作为用于进行表示X射线管电压相关信息的每个层析图像的图像重构的一种方法，已知的是通过加权处理确定第一能谱的X射线投影数据和第二能谱的X射线投影数据的方法。在这种情况下，当限定或规定预期被消除的原子或区域时，即，想要使每个层析图像的像素值为0的原子或区域，确定对其的加权系数。利用加权系数进行加权处理，可以使原子或区域的像素值为0。例如，在CT值接近钙成分的造影剂和诸如骨骼的钙成分之间辨别时，当消除碘时，留下钙成分，并且当消除钙成分时，留下碘。通过这样做，可以将人们想要看见的那个元素成像。
在第二方面中提供根据第七方面的X射线CT设备，双能量图像重构装置将第一层析图像乘以第一加权系数，将第二层析图像乘以相应于负数的第二加权系数，并且使如此处理的层析图像经历加权处理。
在根据第七方面的X射线设备中，作为进行表示X射线管电压相关信息的每个层析图像的图像重构的一种方法，已知的是通过加权处理确定第一和第二层析图象的方法。由加权的层析图像确定表示X射线管电压相关信息的层析图像。因为第一和第二层析图像经过减法，并且从而信号成分减少，因此图像噪声相对增加。在这种情况下，表示X射线管电压相关信息的每个层析图像的图像噪声的退化成为问题。当图像质量这样退化时，需要改善多个X射线管电压下的每个层析图像的图像质量，如本发明的实施例中所述的。
提供根据第八方面的X射线CT设备，其中图像重构具有图像重构函数、图像滤波器、图像重构矩阵数、z滤波器、和用于X射线投影数据空间的空间滤波器中的至少一种。
根据第八方面的X射线CT设备需要表示X射线管电压相关信息的每个层析图像的图像质量的改善和图像噪声的改善。因此，作为图像重构的方法，已知一些方法或技术，诸如，使图像重构函数作为一种减小图像噪声的方法，使图像滤波器作为一种具有图像噪声降低效果、减少图像重构矩阵数、扩大z方向的z滤波器降低图像噪声的方法，使X射线投影数据空间的空间滤波器作为一种具有图像噪声降低特性方法等等。因此可以实现表示X射线管电压相关信息的每个层析图像的图像质量的改善和图像噪声的改善。
根据第九方面的X射线CT设备涉及第五方面。图像质量的指数值具有噪声指数值、空间分辨率指数值或切片厚度指数值中的至少一个。
在根据第九方面的X射线CT设备中，需要最低图像质量以便用表示X射线管电压相关信息的层析图像进行诊断。因此，作为图像高质量的目标值，噪声指数值、空间分辨率指数值和切片厚度指数值中的至少一个被设定以管理图像质量。
在第十方面，使第一能谱的X射线投影数据的噪声和第二能谱的X射线投影数据的噪声彼此大约相等，或使它们在乘以加权系数时彼此大约相等。
在根据第十方面的X射线CT设备中，为了改善表示X射线管电压相关信息的每个层析图像的图像质量，可以使第一能谱的X射线投影数据的噪声和第二能谱的X射线投影数据的噪声彼此大约相等，或使它们在乘以加权系数时彼此大约相等。因此，可以这种方式设定成像或扫描条件和图像重构条件。
第十一方面涉及第二方面。使第一层析图像的噪声和第二层析图像的噪声彼此大约相等，或使它们在乘以加权系数时彼此大约相等。
在根据第十一方面的X射线CT设备中，为了改善表示X射线管电压相关信息的每个层析图像的图像质量，使第一层析图像的图像噪声和第二层析图像的图像噪声彼此大约相等，或使它们在乘以加权系数时彼此大约相等。
在根据第十二方面的X射线CT设备中，当在表示X射线管电压相关信息的层析图像处发现未配准伪像(mis-registration artfact)时，第一层析图像和第二层析图像相互配准并且被再次图像重构。
在根据第十二方面的X射线CT设备中，当在多个X射线管电压下的层析图像在层析图像平面内，即在xy平面方向上，产生未配准时，在表示X射线管电压相关信息的层析图像中产生未配准伪像。通常，在表示X射线管电压相关信息的层析图像的各个区域的轮廓为白色或黑色的方向上，也就是，在像素值变得过度大或过度小的方向上产生未配准伪像。也就是说，未配准伪像作为白色或黑色轮廓线或沿各个区域轮廓线的一些轮廓线出现。在这种情况下，低X射线管电压的层析图像和高X射线管电压的层析图像的位置经历未配准校正，以正确地配准。也就是，通过基于坐标转换或缩放倍率(scaling magnification)校正进行未配准校正，从而可以消除表示X射线管电压相关信息的层析图像的诸如白色或黑色轮廓线的未配准伪像。
在第十三方面，当在表示X射线管电压相关信息的层析图像上实现沿患者体轴方向的显示或三维显示时在层析图像平面内产生未配准时，第一层析图像和第二层析图像相互对准并且被再次图像重构。
在根据第十三方面的X射线CT设备中，当在以患者的多个z方向坐标位置表示X射线管电压相关信息的层析图像上实现常规扫描或电影扫描(cinescan)时，由于患者的呼吸、搏动等原因，在该多个z方向坐标位置的层析图像在层析图像平面内，即在xy平面内，会发生移动或移位。当表示X射线管电压相关信息的层析图像被三维显示或MPR(多平面重建)(Multi Plain Reformat)显示时，可以看到用于z方向常规(轴向扫描)或电影扫描的拼接(splicing)。也就是说，由于在该多个z方向坐标位置摄影时该原始的多个X射线管电压的层析图像沿x或y方向移动，所以以拼接伪像呈现拼接。为了消除拼接伪像，在每个z方向坐标位置进行常规扫描或电影扫描，以校正从x或y方向看的未配准并且再次进行图像重构。因此，可以消除拼接伪像。因此，可以优化表示X射线管电压相关信息的每个层析图像的三维显示图像或其MPR显示图像。
根据本发明的X射线CT设备，产生有利的效果在于能够实现这样的X射线CT设备，其以常规扫描、螺旋扫描、电影扫描、可变间距螺旋扫描或螺旋往复扫描等，优化表示与原子分布相关的X射线吸收系数的X射线管电压相关信息的层析图像的空间分辨率或图像噪声。
附图说明
图1是表示根据本发明实施例的X射线CT设备100的框图。
图2是表示根据本发明实施例的X射线CT设备的操作概述流程图。
图3是描述三维背投处理的细节的流程图。
图4是表示如何判断图像空间中关于X射线吸收系数的X射线管电压相关信息的层析图像的图。
图5是表示如何判断投影数据空间中关于X射线吸收系数的X射线管电压相关信息的层析图像的图。
图6(a)和6(b)是分别连续扫描转换的X射线管电压的实例，图6(c)是X射线管电压每个视图转换X射线管电压的实例，图6(d)是每个数据获取段转换X射线管电压的实例。
图7是表示X射线管电压以奇数/偶数视图变化的图像重构的概要的流程图。
图8(a)是表示差值图像的图像噪声的图，图8(b)是表示X射线吸收系数的X射线管电压相关特性的图。
图9是表示低X射线管电压下的各个X射线管电流值与高X射线管电压下的各个X射线管电流值之间的关系的图表。
图10是表示双能量扫描的概要的图，其中在低X射线管电压的层析图像的图像重构条件和在高X射线管电压的层析图像的图像重构条件被反馈。
图11是表示基于双能量扫描的层析图像重构方法的流程图，用于反馈和改变低X射线管电压的层析图像和高X射线管电压的图像重构条件。
图12表示用图像重构矩阵数对X射线束孔径宽度的控制。
图13是表示基于图像质量的指定指数值的双能量扫描的层析图像重构的流程图。
图14(a)是表示在各种成像条件下的曝光剂量的图，图14(b)是基于经历双能量扫描的目标图像质量指数值，确定各个X射线管电压下的X射线管电流的流程图。
图15A是描述基于指定图像质量的指数值描述双能量扫描的层析图像重构的流程图。
图15B是接着图15A的流程图。
图16是表示对外切矩形SR的每个分割区域进行对准的过程的概要的图。
图17是表示双能量扫描的图像重构的流程图，其中层析图像被对准。
图18是描述用于确定通过将外切矩形SR分成八份获得的区域的过程的流程图。
图19是表示通过二维相关操作进行对准的过程概要的图。
图20(a)是表示外切矩形SR的重叠区域的图，图20(b)是表示在重叠扇形区域的加权系数的图。
图21(a)表示用常规扫描或电影扫描在xy平面内显示的层析图像的三维显示的图，图21(b)是表示用常规扫描或电影扫描在xy平面内显示的层析图像投影在xy平面上的显示的图。
图22(a)是表示xz平面MPR图像的图，图22(b)是表示yz平面MPR图像的图。
图23是描述在xy平面的位移被校正的双能量扫描的过程的流程图。
具体实施方式
<X射线CT设备的整体结构>
图1是表示根据本发明一实施例的X射线CT设备100的结构框图。X射线CT设备100配备有操作控制台1、成像或摄影台10和扫描台架20。
操作控制台1包括接受来自操作者的输入的诸如键盘或鼠标的输入装置2，进行预处理、图像重构处理、后处理等等的中央处理单元3，和获取或采集由扫描台架20获取的X射线探测器数据的数据获取缓冲器5。另外，操作控制台1配备有显示从通过预处理X射线探测器数据而获得的投影数据图像重构的层析图像的显示器6，和存储程序、X射线探测器数据、投影数据和X射线层析图像的存储器件7。用于成像或摄影条件的输入从输入装置2输入并存储在存储器件7中。摄影台10包括患者位于其上的将患者从扫描台架20的孔或口拉出和推入的轮脚架(cradle)12。轮脚架12通过内置在摄影台10中的电机在摄影台10上线性升降和移动。
扫描台架20包括X射线管21、X射线控制器22、准直器23、X射线束滤波器(beam forming X-ray filter)28、多行X射线探测器24、和数据获取系统(DAS)25。另外，扫描台架20包括控制X射线管21等的绕患者身体轴线旋转的旋转部分控制器26，和与操作控制台1和摄影台10交换控制信号等的控制控制器29。X射线束滤波器28是设置为当沿指向对应于图像中心的旋转中心的X射线方向看时厚度最薄的X射线滤波器，朝其外围部分厚度增加并且能够进一步吸收X射线。因此，剖面形状近似圆或椭圆的患者的身体表面可以更少地受辐射。
中央处理单元3具有预处理器31、射束强化处理器33、图像重构单元34、双能量图像重构单元35和调整或控制单元37。
预处理器31进行预处理，诸如，X射线剂量校正，用于校正通道之间灵敏度的不均匀性、和校正由于X射线强吸收器，主要是金属部分，对数据获取系统25获取的原始数据造成的信号强度过度减小或信号遗漏。
射束强化处理器33校正处理投影数据的射束强化。射束强化是即使在相同质量的材料的情况下X射线吸收根据穿透厚度来变化以及CT图像的CT值(亮度或照度)变化的现象。具体地说，意味着透过患者的辐射能量分布偏离高能量侧。因此，射束强化关于投影数据的切片方向和通道方向被校正。
图像重构单元34接收由预处理器31预处理的投影数据并且基于投影数据重构每个图像。投影数据对应在频率范围或区域上的变换进行快速傅立叶变换(FFT)并且与重构函数Kernel(j)卷积，接下来经历反向傅立叶变换。图像重构单元34对经历重构函数Kernel(j)卷积处理获得的投影数据进行三维背投处理，以确定每个患者HB身体轴线方向(Z方向)的每个层析图像(X平面)。图像重构单元34将层析图像存储在存储器件7中。
双能量图像重构单元35重构表示与原子分布相关的X射线管电压相关信息的二维分布层析图像，即，从投影数据或层析图像经历所谓的双能量扫描或摄影的层析图像。
控制单元37调整图像重构的条件，以优化经历双能量扫描的每个层析图像，或调整成像或摄影条件。
<X射线CT设备的操作流程>
图2是表示根据本实施例的X射线CT设备的操作概述的流程图。
在步骤P1，患者被放在与其相应的轮脚架12上并进行对准。在患者放在轮脚架12上时，扫描台架20的切片光(slice light)中心位置与其每个部分或区域的参考点对准。然后，进行跟踪图像(scout image)(也称为“扫描图像(scanoimage)或X射线穿透图像”)获取。在跟踪图像摄影时进行固定X射线管21和多行X射线探测器24和实现X射线探测器数据的数据获取的操作，同时轮脚架12线性移动。这里，跟踪图像通常在0°和90°的视角位置成像或摄影。顺便说一下，例如，在头部的情况下，根据区域仅仅摄影90°跟踪图像。图2所示的右侧是通过在0°摄影胸部区域附近获得的跟踪图像41的实例。层析图像的成像或扫描的位置可以从上述跟踪图像41示出。
在步骤P2，进行成像条件设定，同时在跟踪图像41上显示要摄影的每个层析图像的位置和尺寸。在跟踪图像41中表示的点线表示层析图像的位置。本实施例具有多种扫描模式，诸如常规扫描(轴线扫描)、螺旋扫描、可变间距螺旋扫描、螺旋往复扫描等。常规扫描是每次轮脚架12以预定间隔沿z轴方向移动时都旋转X射线管21和多行X射线探测器24从而获取X射线投影数据的扫描方法。螺旋扫描是以恒速移动轮脚架12的同时X射线管21和多行X射线探测器24构成的X射线数据获取系统旋转从而获取X射线投影图像的摄影或成像方法。可变间距螺旋扫描是改变轮脚架12的速度的同时X射线管21和多行X射线探测器24构成的X射线数据获取系统以类似于螺旋扫描的方式旋转从而获取X射线投影数据的成像方法。螺旋往复扫描是加速/减速轮脚架12、同时X射线管21和多行X射线探测器24构成的X射线数据获取系统以类似于螺旋扫描的方式旋转沿z轴的正方向或负方向往复移动轮脚架12从而获取X射线投影数据的扫描方法。当设定这些多种摄影方式时，对应于一次的全部X射线剂量的信息被显示。
在设定层析图像的成像条件时，利用X射线CT设备100的自动曝光机构也可以优化患者的辐射曝光。在设定层析图像成像条件时，出于相应于所谓的双能量扫描的层析图像摄影的目的，可以设定X射线管21的低X射线管电压(例如，80kV)的成像条件，以及设定高X射线管电压(例如，140kV)的成像条件。在以双能量扫描的自动曝光机构中，可以确定低X射线管电压的成像条件和高X射线管电压的成像条件，于是对于双能量层析图像的最终图像的噪声指数值约等于设定的噪声指数值。此时，从优化X射线曝光的视角出发优选限定低和高X射线管电压的成像条件，于是低X射线管电压的层析图像的图像噪声和高X射线管电压的层析图像的图像噪声变成彼此大约相等。
在步骤P3-P9，进行层析成像。在步骤P3，进行X射线数据获取。如果现在通过螺旋扫描进行数据获取，那么进行获取X射线探测器数据的操作，同时X射线管21和多行X射线探测器24绕患者旋转并且位于摄影台10的轮脚架12线性移动。然后，将z方向坐标位置Z表(view)加到用视角view、探测器行数j和通道数i表示的X射线探测器数据D0(view，j，i)(其中j＝1到ROW，且i＝1到CH)。因此，在螺旋扫描时以恒速进行与范围相关的X射线探测器数据获取。z方向坐标位置可以加到X射线投影数据(X射线探测器数据)或可以用于与作为另一文件的X射线投影数据关联。使用z方向坐标位置的信息，其中X射线投影数据通过螺旋往复扫描和可变间距螺旋扫描进行三维图像重构。在螺旋扫描、常规扫描或电影扫描时利用其，也可以实施每个图像重构层析图像的精度改善和图像质量的改善。
z方向坐标位置可以使用位于摄影台10的轮脚架12的位置控制数据。或者，也可以使用在各个时间从图像条件设定时设定的图像操作预测的z方向坐标位置。在通过常规扫描或电影扫描进行X射线数据获取时，X射线数据获取系统旋转一次或多次，同时位于摄影台10上的轮脚架12被固定到给定的z方向位置，从而进行X射线探测器数据的数据获取。轮脚架12按需要移到下面的z方向位置，此后X射线数据获取系统再旋转一次或多次以进行X射线探测器数据的获取。
在步骤P4，预处理器31进行预处理。这里，预处理器31对X射线探测器数据D0(view，j，i)进行预处理并将它转换成投影数据。具体地描述就是，进行偏移校正，进行对数变换，进行X射线剂量校正，和进行灵敏度校正。
在步骤P5，射束强化处理器33进行射束强化校正。这里，射束强化处理器33对预处理的投影数据D1(view，j，i)进行射束强化校正。因为，此时，可以进行每个j行探测器的相互独立的射束强化校正，因此根据成像条件，如果各个数据获取系统的管电压不同，可以校正每行探测器的X射线能量特性的差。
在步骤P6，图像重构单元34进行z滤波器卷积处理。这里，图像重构单元34对经历射束强化校正的投影数据D11(view，j，i)，沿z方向(行方向)应用滤波器进行z滤波器卷积处理。也就是说，在每个视角和每个X射线数据获取系统预处理后，经历射束强化处理的多行X射线探测器的投影数据D11(view，j，i)(其中i＝1到CH，且j＝1到ROW)乘以行方向的滤波器，其中例如行方向滤波器大小是5行。
当行方向滤波器系数对每个通道改变时，依靠与图像重构中心的距离控制切片厚度。在层析图像中，其外围部分通常沿切片厚度变得比其重构中心厚。因此，行方向滤波器系数在中心和外围部分是变化的，从而即使在外围部分和图像重构中心部分也能够使切片厚度保持一致。例如，当行方向滤波器系数在中心和外围部分变化时，行方向滤波器系数在中心通道附近沿宽度方向大量地变化，并且行方向滤波器系数在外围通道附近微小地变化，能够使每个切片厚度即使在外围部分和图像重构中心部分也能够大致均匀。
通过以这种方式控制多行X射线探测器24的中心和外围通道的行方向滤波器系数，在中心和外围部分可以控制每个切片厚度。通过行方向滤波器可以稍微增厚切片厚度从而大大改善伪像和噪声。因此，也能够控制伪像的改善程度和噪声的改善程度。也就是说，三维图像重构层析图像，即，xy平面的图像质量可以控制。作为另一实施例，将行方向(z方向)滤波器系数作为去卷积滤波器也能够实施具有薄切片厚度的层析图像。当有需要时，扇形射束的X射线投影数据转换成平行射束的X射线投影数据。
在步骤P7，图像重构单元34进行重构函数卷积处理。也就是说，图像重构单元34进行傅立叶变换，将X射线投影数据变换成频率范围或区域，将它乘以重构函数以进行反向傅立叶变换。假定在重构函数卷积处理时，在z滤波器卷积处理之后的投影数据定义为D12，在重构函数卷积处理之后的投影数据定义为D13，以及卷积重构函数定义为Kernel(j)，重构函数卷积处理表达如下(方程式1)。顺便说一下，在本实施例中用“*”表示卷积计算或操作。
[方程式1]
D13(view，j，i)＝D12(view，j，i)*Kernel(j)...(1)
也就是说，因为重构函数Kernel(j)对探测器的每j行相互独立地进行重构函数卷积处理，因此能够校正对每行设定的噪声特性之间的差和分辨率特性之间的差。
在步骤P8，图像重构单元34进行三维背投处理。这里，图像重构单元34对经历重构函数卷积处理的投影数据D13(view，j，i)实施三维背投处理，以确定背投数据D3(x，y，z)。要进行图像重构的图像在对应于与z轴垂直的平面的xy平面上三维图像重构。下面显示的重构区域或平面P假定平行于xy平面。后面参照图3解释三维背投处理。
在步骤P9，图像重构单元34进行后处理。图像重构单元34对背投数据D3(x，y，z)实施后处理，诸如，图像滤波器卷积、CT值转换等，以获得层析图像D31(x，y，z)。假定在后处理的图像滤波器卷积处理时，在三维背投之后的层析图像定义为D31(x，y，z)，在图像滤波器卷积之后的数据定义为D32(x，y，z)，在对应于层析图像平面的xy平面上卷积之后的二维图像滤波器定义为Filter(z)，形成下面的方程式(方程式2)。
[方程式2]
D32(x，y，z)＝D31(x，y，z)*Filter(z)...(2)
也就是说，因为在每个z坐标位置能够对每个层析图像进行不同于另一个的图像滤波器卷积处理，因此能够对每行的噪声特性之间和分辨率特性之间的差进行校正。
另外，在二维图像滤波器卷积处理之后，可以完成下面所示的图像空间z方向滤波器卷积处理。在二维图像滤波器卷积处理之前，可以进行图像空间z方向滤波器卷积处理。而且，可以进行三维图像滤波器卷积处理，以产生同时具有二维图像滤波器卷积处理和图像空间z方向滤波器卷积处理的效果。
假定在图像空间z方向滤波器卷积处理时，经历图像空间z方向滤波器卷积处理的层析图像定义为D33(x，y，z)，经历二维图像滤波器卷积处理的层析图像定义为D32(x，y，z)，下面的方程式(方程式3)形成如下。在方程式(3)中，v(i)表示图像空间z方向滤波器系数，其中z方向宽度为2l+1。v(i)以这种系数行的形式表达，如下面(方程式4)所示。
[方程式3]
D33(x,y,z)=Σi=-1lD32(x,y,z+i)&CenterDot;v(i)...(3)]]>
[方程式4]
v(-l)，v(-l+1)，......v(-l)v(0)，v(1)，......v(l-1)，v(l)...(4)
在螺旋扫描时，图像空间滤波器系数v(i)可以是与z方向位置独立的图像空间z方向滤波器系数。然而，当进行常规扫描或电影扫描时，特别是利用在z方向探测器宽度很宽的二维X射线面探测器24或多行X射线探测器24等，图像空间z方向滤波器系数v(i)优选使用由每行X射线探测器在z方向的位置决定的图像空间z方向滤波器系数。这是因为它更有效，因为能够根据各个层析图像的行位置进行仔细调整。
在步骤P10，显示图像重构的层析图像。作为层析图像的实例，在图2的右侧示出层析图像42。
在步骤P11，进行三维图像显示或MPR(多平面重建)(Multi Plain Reformat)图像显示。这里，作为在z方向连续摄影的层析图像，示出用三维MIP(最大强度投影)(Maximum Intensity Projection)图像显示方法显示的三维图像43和MPR图像44。虽然已知其它多种图像显示方法，但是操作者可以根据诊断用途合适地准确使用图像显示方法。
<三维背投处理的流程图>
图3是表示三维背投处理(图2中的步骤P8)的细节的流程图。在本实施例中，要被图像重构的图像在平面上被三维图像重构，所述平面即垂直于z轴的xy平面。也就是说，下面的重构区域假定为平行于xy平面。
在步骤P81，注意所有view之一，即对应于360°的view，或对应于180°+每个层析图像的图像重构所需的扇形角的X射线扇形射束投影数据的所有view，或在扇形平行转换的X射线平行射束投影数据的情况下对应于360°或180°的所有view。提取重构区域中对应于各个像素的投影数据Dr。
X射线透射方向取决于X射线管21的X射线焦点、各个像素和多行X射线探测器24的几何位置。已知X射线探测器数据D0(view，j，i)的z坐标z(view)加到X射线探测器数据，作为表线性移动z方向位置Z表(view)。因此，即使在X射线探测器数据D0(view，j，i)置于加速和减速的情况下，也能够在X射线管21的X射线焦点和该多行X射线探测器24的范围内准确确定X射线透射方向。
顺便说一句，当沿通道方向看时，一些线位于该多行X射线探测器24的以外，对应的投影数据Dr(view，x，y)设定为“0”。当从z方向看时，它位于该多行X射线探测器24以外，对应的投影数据Dr(view，x，y)通过外推法确定。
在步骤P82，投影数据Dr(view，x，y)乘以锥形射束重构加权系数ωa和ωb，产生投影数据D2(view，x，y)。通过将投影数据Dr(view，x，y)乘以锥形射束重构加权系数ωa和ωb并将它们相加，可以减少锥角伪像。在扇形射束图像重构的情况下，重构平面上的每个像素还乘以距离系数。假定从X射线管21的焦点到对应于投影数据Dr的该多行X射线探测器24的每个探测器行j和通道i的距离为r0，从X射线管21的焦点到对应于投影数据Dr的重构区域P上的每个像素的距离为r1，则所述距离系数被给定为(r1/r0)2。在平行射束图像重构的情况下，在重构区域P上的每个像素单独乘以锥形射束重构加权系数w(i，j)。顺便说一下，ωa+ωb＝1。
在步骤P83，投影数据D2(view，x，y)被加到与每个像素相关联的其相应的背投数据D3(x，y)。具体地说，投影数据D2(view，x，y)被加到与每个像素相关联的预先清零的其相应的背投数据D3(x，y)。图3右侧所示的图表示对于每个像素加上投影数据D2(view，x，y)的概念。
在步骤P84，判断对应于需要图像重构的所有view的背投数据D2是否被加上。当所有view在这里没有被加上时，相对于每个层析图像的图像重构所需的所有view(即，对应于360°的view或对应于“180°+扇形角”的view)重复步骤P81到P83。图像重构需要的所有view被加在一起。当所有的被加在一起时，本处理终止。
<双能量扫描或摄影>
在上述X射线CT设备100中，获得与原子分布相关的X射线管电压相关信息的二维分布层析图像。也就是说，基于经历所谓的双能量扫描，获得想要辨别的物质或预期被强调的物质的二维分布层析图像。本发明优化表示X射线管电压相关信息的每个层析图像的空间分辨率或其图像噪声。下面是与此相关的实施例。
第一实施例：
这是这样的实施例，其中为了调整经历双能量扫描的每个层析图像的图像质量与对应于目标图像质量的指数值相符，反馈以多个X射线管电压为基础的层析图像的图像重构条件，进行重新调整。
第二实施例：
这是这样的实施例，其中以将对应于目标图像质量的指数值给予经历双能量扫描的每个层析图像并且该指数值符合要求的方式，调整以多个X射线管电压为基础的层析图像的成像条件和图像重构条件。
第三实施例：
这是这样的实施例，其中当在经历双能量扫描的每个层析图像中发现未配准的伪像时，进行配准或对准校正，以将经历双能量扫描的层析图像的图像质量优化到目标图像质量，即指数值。
第四实施例：
这是这样的实施例，其中当在经历双能量扫描的层析图像或三维显示或MPR显示上探测到层析图像平面方向上的未配准或位移(在xy平面内的位移)时，处理返回到以多个X射线管电压为基础的层析图像的图像重构，以进行位移校正，重新进行以多个X射线管电压为基础的图像重构，从而优化经历双能量扫描的每个层析图像的质量、三维显示图像的质量、和MPR显示图像的质量。
(第一实施例)
图4是确定在以低X射线管电压和高X射线管电压层析图像摄影时，对应于低X射线管电压和高X射线管电压的层析图像经历加权处理，同时实施双能量扫描获得的层析图像的图。
至于所谓的双能量扫描，低X射线管电压例如80kV的层析图像和高X射线管电压例如140kV的层析图像在给定z方向坐标位置进行加权处理，从而确定对应于想要物质的定量分布图像的层析图像M-CST。
如图4所示，首先确定低X射线管电压的X射线投影数据R-Low和高X射线管电压的X射线投影数据R-High。图像重构单元34根据低X射线管电压的X射线投影数据R-Low和高X射线管电压的X射线投影数据R-High执行图2所示的步骤P4到P9，从而图像重构低X射线管电压的层析图像CSI-Low和高X射线管电压的层析图像CSI-High。双能量图像重构单元35将低X射线管电压的层析图像CSI-Low乘以加权系数w1，将高X射线管电压的层析图像CSI-High乘以加权系数-w2，并与常数C1一起进行加权处理。根据预期被提取的原子、预期被强调的原子确定加权系数w1和w2以及常数C1。例如，假设想要相互分离CT值接近于造影剂的构成骨骼或钙化物的钙成分(Ca成分)和以碘为主要成分的造影剂(碘成分)，加权系数调整到不显示钙成分，即，钙成分的像素值设定为0，碘成分将被提取和重点显示出来。与此相反，当在显示器上消除造影剂成分时，即，碘成分的像素值设定为0，提取钙成分，骨骼或钙化部分或区域被强调和显示。图4表示有关脂肪信息的加重图像。
基于能量A的X射线由投影数据图像重构的层析图像的CT值，和基于能量B的X射线由投影数据图像重构的层析图像的CT值分别由下列方程式(5)给定。
[方程式5]
CTA＝αAX+βAY+γA
CTB＝αBX+βBY+γB    ...(5)
其中X和Y分别表示想要的物质(不知道数量)。αA，αB，βA，βB，γA和γB分别表示预先测量的已知常数。物质X和Y分别根据下列方程式(6)由CT值来确定。
[方程式6]
X=(CTA-γA)βB-(CTB-γB)βAαAβB-αBβA]]>
Y=(CTA-γA)αB-(CTB-γB)αAαBβA-αAβB...(6)]]>
因此，分别形成与物质X相关的图像和与物质Y相关的图像。X和Y的元素或物质X和Y例如是钙成分、脂肪、铁成分等。因此，从两个层析图像的X射线性质的不同可以获得对应于想要物质的定量分布图像的层析图像M-CSI。也就是，通过低X射线管电压的层析图像CSI-Low和高X射线管电压的CSI-High的加权处理，获得对应于存在物质X和Y的分布图像的层析图像M-CSI。
上面已经描述在图像空间和层析图像空间图像重构经历所谓的双能量扫描的每个层析图像的方法。
图5是将对应于在低X射线管电压获得的X射线投影数据R-Low、和在高X射线管电压获得的X射线投影数据R-High的各个X射线投影数据经历加权处理确定双能量摄影或扫描层析图像M-CSI，和将经历加权处理的X射线投影数据图像重构。
当患者的剖面面积变大时，图4所示的方法易于射束强化，加权系数根据患者的剖面面积的尺寸稍有不同。为了避免这种情况，经历所谓的双能量扫描的层析图像在X射线投影数据空间被图像重构，在X射线投影数据的加权处理之前或之后，对X射线投影数据的任何一个实施射束强化校正，从而获得经历双能量扫描的层析图像M-CSI。
这里，双能量图像重构单元35将低X射线管电压的X射线投影数据R-Low乘以加权系数w1，将高X射线管电压的X射线投影数据R-High乘以加权系数-w2，并且与常数C1一起进行加权处理。但是，w1-(-w2)＝1。
以与层析图像在图像空间和层析图像空间经历双能量扫描类似的方式，其在图4中已经描述，加权系数w1和w2以及常数C1根据预期被提取的原子、预期被强调的原子、和在显示器中预期被消除的原子或区域来确定。假设想要相互分离CT值接近于造影剂的构成骨骼或钙化物的钙成分(Ca成分)和碘为主要成分的造影剂(碘成分)，例如，在显示器中消除钙成分，即，钙成分的像素值设定为0，碘成分会被提取并重点显示。与此相反，当在显示器上消除造影剂成分时，即，造影剂成分的像素值设定为0，提取钙成分，骨骼或钙化部分或区域被强调和显示。
下面表示在此时如何确定加权系数w1和w2以及常数C1。
可以在图5的投影数据空间中通过加权处理确定物质X和Y的X射线投影数据。下面示出通过图像重构物质X和Y的X射线投影数据获得物质X和Y的层析图像。也就是说，假定低X射线管电压的X射线投影数据定义为R-Low，高X射线管电压的X射线投影数据定义为R-High，物质X的X射线投影数据定义为RX，物质Y的X射线投影数据定义为RY，物质X的X射线投影数据和物质Y的X射线投影数据按下列方程式(7)所表达的来确定。
[方程式7]
RX＝w1·RLow+w2·RHigh+c1
RY＝w3·Rlow+w4·RHigh+c2    ...(7)
通过图像重构物质X的X射线投影数据RX和物质Y的X射线投影数据RY，获得物质X和Y的层析图像。
在图5的投影数据空间中，图像重构单元34利用对X射线投影数据的加权处理并将它们图像重构，确定低X射线管电压的X射线投影数据R-Low和高X射线管电压的X射线投影数据R-High，从而确定低X射线管电压的层析图像CSI-Low和高X射线管电压的层析图像CSI-High。作为当时使用的X射线投影数据R-Low或R-High，使用经历预处理和射束强化校正的X射线投影数据。特别是，在射束强化校正时设定各个X射线管电压下透过水的X射线的穿透路径长度，能够更正确地评估除了水之外的物质的X射线吸收系数与X射线管电压的相关性。
《X射线管电压的控制方法》
接下来解释本实施例中以低X射线管电压进行成像和以高X射线管电压进行成像的方法。
即使在常规X射线CT设备的情况下，想要被双能量摄影的患者HB的区域，即在常规扫描等时以低X射线管电压和高X射线管电压下被摄影其相同的区域，接着基于上述双能量扫描用图像重构方法经历图像重构，从而能够获得经历双能量扫描的层析图像。然而，在正常常规扫描等中，当在需要低X射线管电压的层析图像和高X管电压的层析图像的成像时间之间临时空间被占据时，由于患者的身体运动诸如呼吸、搏动等会产生未配准。因此，在经历双能量扫描的层析图像上容易产生未配准伪像。为了避免这种现象，下面描述用能够高速扫描的最近的X射线CT设备进行更快的成像或摄影。
图6是表示低X射线管电压和高X射线管电压之间转换的实例的图。
作为第一实例，如图6(a)所示，连续进行以成像或扫描时间t1在X射线管电压80kV下对应于第一扫描的成像或摄影、和以成像或扫描时间t2在X射线管电压140kY下对应于第二扫描的成像或摄影。相反，以成像时间t1在X射线管电压140kV下对应于第一扫描的成像，和以成像时间t2在X射线管电压80kV下对应于第二扫描的成像的顺序以及X射线管电压都可以颠倒顺序。在这种情况下，X射线管电压在成像时间t1和成像时间t2之间变化。通常，在t1＝t2的情况下，设定相同的成像时间。例如，在两个成像时间t1和t2下，以对应于全扫描F-Scan的360°扫描，可以获得对应于360°的X射线投影数据。换句话说，在两个成像时间t1和t2，对应于半扫描H-Scan，可以获得对应于180°+扇形角扫描的X射线投影数据。
假定多行X射线探测器24的X射线扇形射束的扇形角是60°，对应于180°+扇形角＝240°(即2/3转)的X射线投影数据通过半扫描H-Scan获取。如果对应于X射线数据获取系统的转速为0.35秒/转，那么即使在双能量扫描的半扫描H-Scan成像和全扫描成像的情况下，也达到1秒或以下的成像时间。因此，可以基本上抑制患者的身体运动。顺便说一句，在这种情况下，X射线管电压在成像时间t1和成像时间t2之间的大约10ms到100ms的范围内转换。在图6(a)的xy平面的图中示出在半扫描H-Scan成像时间t1的扫描区域(实线)和成像时间t2的旋转区域(单点划线)。
接下来，图6(b)作为第二实例示出。当在X射线管电压之间转换需要的时间与成像时间t1和t2相比不可忽略时，在成像时间t1和t2之间的Δt的Isd(扫描间延迟)期间X射线管电压升高。当想要从第一和第二扫描的相同视角开始获取X射线投影数据时，进行在成像时间t1的对应于第一扫描的对应240°的X射线投影数据的获取，在Isd为Δt的时间下对应于视角120°的X射线投影数据的获取被停止，如图6(b)的xy平面的图所示。另外，进行在成像时间t2与第二扫描相关对应于240°的X射线投影数据的获取。如果这样做，那么在第一和第二扫描的相同视角可以开始X射线投影数据获取。
顺便说一句，因为在这种情况下该多行X射线探测器24的扇形角设定为60°，因此在成像时间t1和t2期间的半扫描的情况下视角达到240°。因此，如果第一和第二扫描开始获得X射线投影数据的视角彼此一致，那么在半扫描的X射线投影数据的计算，举例来说，两个X射线投影数据等的加权处理使得查找view和重新设置它们的处理不必麻烦地进行，从而容易进行控制。
接下来，图6(c)作为第三实例示出。示出不易受患者身体运动影响的另一种双能量扫描或摄影方法。如图6(c)所示，例如，X射线管电压80kV的X射线投影数据每奇数view被获取，并且X射线管电压140kV的X射线投影数据每偶数view被获取。图7是表示用于图6(c)所示情况的图像重构处理的概述的流程图。
在步骤C1，奇数view在低X射线管电压成像或摄影，偶数view在高X管电压成像或摄影，从而进行X射线数据获取。
在步骤C2，分离每个奇数view的低X射线管电压的X射线投影数据R-Low，和每个偶数view的高X射线管电压的X射线投影数据R-High。
在步骤C3，图像重构低X射线管电压的X射线投影数据R-Low。
在步骤C4，图像重构高X射线管电压的X射线投影数据R-High。
在步骤C5，低X射线管电压的每个层析图像和高X射线管电压的每个层析图像经历加权处理，表示期望被区分的物质信息的层析图像被图像重构。期望被区分的物质信息是有关期望被区分的物质的X射线吸收系数的X射线管电压相关信息。换言之，它也是期望被区分的元素分布。
在步骤C6中，显示期望被区分的物质信息的每个层析图像。
如图6(d)所示，每多个连续view可以交替重复X射线管电压80kV的X射线投影数据的获取和X射线管电压140kV的X射线投影数据的获取。顺便说一句，即使当如图6(d)所示以多个view的单元进行X射线管电压80kV的X射线投影数据的获取和X射线管电压140kV的X射线投影数据的获取时，它们分成低X射线管电压的X射线投影数据R-Low和高X射线管电压的X射线投影数据R-High，各个X射线投影数据可以被图像重构。
因此，即使当对应于全扫描的360°扫描或对应于半扫描的“180°+扇形角”扫描如图6(a)和6(b)所示连续进行时，通过图像重构X射线投影数据获得的层析图像产生层析图像M-CSI，其中X射线投影数据通过将低X射线管电压的X射线投影数据R-Low和高X射线管电压的X射线投影数据R-High经历加权处理而获得，层析图像M-CSI甚至用每个view或每多个view在X射线管电压之间进行转换的方法经历所谓的双能量扫描或摄影。另外，通过将低X射线管电压的层析图像CSI-Low和高X射线管电压的层析图像CSI-High经历加权处理获得的层析图像产生基于所谓双能量扫描的层析图像。
《基于双能量摄影的层析图像的S/N比》
在用如上所述的多个X射线管电压的层析图像确定经历双能量扫描或摄影的层析图像时，用于加权处理的加权系数之一变为负(负数)。因此，具有这样的特性，与该多个X射线管电压的原始层析图像相比，经历双能扫描的每个层析图像的SN变得很差，即，图像噪声变差或图像质量劣化。因此，考虑经历双能量扫描的每个层析图像的平均图像噪声，必须确定用于该多个X射线管电压的原始层析图像的成像条件，同时考虑患者的曝光。
通常如图8(a)所示，确定低X射线管电压的层析图像CSI-Low和高X射线管电压的层析图像CSI-High之间的差值图像，其中在层析图像CSI-Low中图像噪声为N1、信号为S1及其S/N比为N1/S1，在层析图像CSI-High中图像噪声为N2、信号为S2和其S/N比为N2/S2，产生差值图像的S/N比：SNSub如下(方程式8)：
[方程式8]
SNSub=(n1)2+(n2)2s1-s2...(8)]]>
顺便说一句，下面的方程式(9)用算术和几何平均法则来建立。
[方程式9]
(n1)2+(n2)2&GreaterEqual;2&CenterDot;n1&CenterDot;n2...(9)]]>
也就是说，当低X射线管电压kV1的层析图像的图像噪声N1和高X射线管电压kV2的层析图像的图像噪声N2彼此相等时，差值图像的图像噪声NSub为最小。
因为加权系数w1和w2包括在本实施例的加权处理中，因此考虑上面的方程式，图像噪声表达如下面的方程式(10)。
[方程式10]
Nsub&GreaterEqual;2&CenterDot;n1&CenterDot;n2s1&CenterDot;s2...(10)]]>
也就是说，X射线管电压80kV的层析图像CSI-Low的图像噪声和X射线管电压140kV的层析图像CSI-High的图像噪声在考虑加权系数的情况下彼此大约相等。
用于以尽可能多地减小X射线曝光剂量获得更好S/N比确定X射线管电压的方法需要根据预期被提取的物质和强调的物质来决定。
图8(b)是表示预期被提取的每种物质中包含的X射线管电压的图。假定物质A的每种X射线能量的X射线吸收系数为μa(kV)，物质B的每种X射线能量的X射线吸收系数为μb(kV)，物质C的每种X射线能量的X射线吸收系数为μc(kV)。还假定低X射线管电压kV1的有效能量为ekV1，高X射线管电压kV2的有效能量为ekV2。另外，假定在X射线CT设备100的层析图像CSI中的各个像素的每个CT值为ga(x，y)，在X射线管电压kV1情况下的转换系数为CkV1，在X射线管电压kV2情况下的转换系数为CkV2。
当物质A在这种情况下以低X射线管电压kV1和高X射线管电压kV2摄影时，物质A的CT值给定为在kV1的CkV1·μa(ckV1)和在kV2的CkV2·μa(ekV2)。
此时，经历双能量摄影的每个层析图像的像素值表达如下(方程式11)：
[方程式11]
ga(x，y)＝w1·ckV1·μa(ekV1)-w2·ckV2·μa(ekV2)…(11)
这意味着物质A被消除，另一种物质被强调。当物质B被消除时，物质A被强调。
一般说来，经历双能量扫描的层析图像的SN变得更好，因为下面(方程式12)所示的Δμ变得更大，图像噪声因此提高。
[方程式12]
Δμa＝μa(ekV1)-μa(ekV2)    …(12)
因此，为了提高经历双能量扫描的每个层析图像的图像噪声和SN，物质，特别是低X射线管电压kV1的有效能量ekV1的X射线吸收系数μ(ekV1)与的有效能量ekV2的X射线吸收系数μ(ekV2)之间的差很大的造影剂，被选择。另外，以该物质的X射线吸收系数的差值尽可能大的方式选择低X射线管电压kV1和高X射线管电压kV2。因此，可以提高经历双能量扫描的层析图像的图像噪声和SN并减少X射线的曝光。
特别是在图8(b)所示的物质B中，由于K吸收端出现X射线吸收系数突变。选择低X射线管电压kV1和高X射线管电压kV2，通过良好地利用这种X射线吸收系数的突变，可以提高经历双能量成像的每个层析图像的图像噪声和SN并降低X射线的曝光。
存在这样的情况，根据X射线管21或X射线发生器输出的限制条件，不能使低X射线管电压的层析图像CSI-Low的图像噪声和高X射线管电压的层析图像CSI-High的图像噪声彼此相等或近似相等。在这种情况下，在图像噪声差的层析图像的图像重构时，利用图像噪声减小较少的每个重构函数实施图像重构，或应用具有图像空间的噪声滤波器或具有X射线投影数据空间的噪声滤波器，从而使低X射线管电压的层析图像的图像噪声和高X射线管电压的层析图像的图像噪声近似相等。因此，有关患者的X射线吸收系数的表示X射线管电压相关信息的层析图像能够获得更少的曝光和更好的图像质量。
然而，加权系数w1和w2根据应该消除的原子、物质和区域和应该强调的原子、物质和区域来确定。例如，当想要利用X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的层析图像消除用于造影剂的钙和碘时，w1/w2达到大约1/1.3-1/2的范围。也就是说，高X射线管电压的层析图像的图像噪声可以提高大约2倍。
如果更正确或自动地进行这种调整，那么可以预先识别高X射线的每个X射线管电流值达到图像噪声的范围。
《低X射线管电压的各个X射线电流值和高X射线管电压的各个X射线电流值之间的关系》
图9是表示低X射线管电压的各个X射线管电流和高X射线管电压的各个X射线管电流之间的关系的曲线图。
图9(a)表示对应于四种电流400mA、500mA、600mA和700mA的层析图像和在X射线管电压140kV从X射线管电流100mA到500mA的层析图像结合在一起获得的结果，作为在X射线管电压80kV的成像条件。该结果表示例如直径为20cm的水阴影的各个像素值的标准偏差sd的测量值。
图9(b)表示根据为w2/w1的比率，通过结合各个X射线管电压80kV的成像条件和各个X射线管电压140kV的成像条件，直径为20cm的水阴影的各个像素值的标准偏差sd如何变化。图9(b)表示20cm直径的水阴影的标准偏差sd，其中加权系数之间的比率w2/w1在1.3和2.0之间变化，当X射线管电压80kV的成像条件和X射线管电压140kV的成像条件的结合设定为对应于X射线管电压80kV和X射线管电流600mA与X射线管电压140kV和X射线管电流150mA的结合、X射线管电压80kV和X射线管电流675mA与X射线管电压140kV和X射线管电流200mA的结合、以及X射线管电压80kV和X射线管电流750mA与X射线管电压140kV和X射线管电流250mA的结合的三种结合。
这些信息存储在存储器件7中。确定在双能量扫描下的多个X射线管电压的层析图像摄影条件，确定在多个X射线管电压的层析图像的重构条件，这样，双能量扫描的图像质量的噪声指数值，即，经历双能量扫描的层析图像的像素值的标准偏差能够达到目标值。
<图像重构条件的反馈>
图10是表示双能量扫描的概要图，其中在低X射线管电压下的层析图像CSI-Low和在高X射线管电压下的层析图像CSI-High的图像重构条件被反馈。
首先，获得在低X射线管电压获取的X射线投影数据R-Low和高X射线管电压获取的X射线投影数据R-High。对这些X射线投影数据R-Low和X射线投影数据R-High实施图像重构处理。预定图像滤波器、图像重构函数等用于图像重构。因此，低X射线管电压的层析图像CSI-Low和高X射线管电压的层析图像CSI-High被图像重构。
然后，低X射线管电压的层析图像CSI-Low乘以加权系数w1，高X射线管电压的层析图像CSI-High乘以加权系数-w2，与常数C1一起进行加权处理。根据预期被提取的原子、预期被强调的原子、在显示器上预期被消除的原子或区域，确定加权系数w1、w2和常数C1。假定想要相互分离接近CT值的构成骨骼或钙化物的钙成分(Ca成分)与碘为主要成分的造影剂(碘成分)，例如，在显示器上消除钙成分，即，钙成分的像素值设定为0，碘成分被提取和着重显示，从而获得对应于造影剂成分的分布图像的层析图像M-CSI。
测量与层析图像M-CSI相关的图像质量诸如图像噪声、空间分辨率、切片厚度等。与它们的指数值比较判断它们是否为最佳。如果不是，进行改变图像重构条件的反馈。也就是说，控制单元37调整图像重构条件。然后，控制单元37调整图像滤波器、图像重构函数等，以再次图像重构低X射线管电压的层析图像CSI-Low和高X射线管电压的层析图像CSI-High。如果图像质量诸如图像噪声、空间分辨率、切片厚度等最合适，那么显示经历双能量扫描的层析图像M-CSI。在图11的步骤C10中详细描述图像重构条件的变量。
图11示出图10所示的双能量扫描的概述的更详细的流程图。图11是表示基于双能量扫描的层析图像重构方法的流程图，用于反馈和改变多个X射线管电压的层析图像的图像重构条件。
图11是实施例，其中因为双能量扫描的X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的层析图像在进行双能量扫描以后不能充分满足图像质量，在通过反馈X射线管电压80kV和140kV的层析图像的图像重构条件改变图像重构条件的情况下，再次重构X射线管电压80kV和140kV的层析图像。
在步骤C1，以X射线管电压80kV进行成像或摄影。
在步骤C2，以X射线管电压140kV进行成像。
在步骤C3，图像重构X射线管电压80kV的每个层析图像。
在步骤C4，图像重构X射线管电压140kV的每个层析图像。
在步骤C5，X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的层析图像经历加权处理，图像重构被强调的钙的层析图像和被强调的造影剂的层析图像。
在步骤C6，测量每个被强调的钙的层析图像和被强调的造影剂的层析图像的图像质量。作为图像质量的指数值，已知噪声指数值或分辨率指数值。至于噪声指数值，层析图像的每个像素的标准偏差sd通常用作该指数值。至于分辨率指数值，对应于躺在位于z方向的金属丝阴影的层析图像内的一个人的xy平面的MTF(调制传递函数)、位于对应于层析图像平面的xy平面的狭缝阴影的MTF、标准偏差sd等，被用作该指数值。
在步骤C7，判断强调钙的层析图像和强调造影剂的层析图像是否满足噪声指数值和分辨率指数值。如果得到回答是YES，那么流程继续到步骤C8。如果得到回答是NO，那么流程返回到步骤C3。
在步骤C8，显示每个对应于经历双能量扫描的层析图像M-CSI的被强调的钙的层析图像，被强调的造影剂的层析图像等。
在步骤C9，判断被强调的钙的层析图像和被强调的造影剂的层析图像的噪声指数值以及空间分辨率指数值为什么不足。
在步骤C10，改变X射线管电压80kV和X射线管电压140kV的图像重构条件。
《图像重构的条件》
当噪声指数值不足时，在步骤C10改变X射线管电压80kV的每个层析图像和X射线管电压140kV的每个层析图像的图像重构条件时，强调低频区域或范围而不强调高频区域或范围的重构函数用作重构函数。
作为图像滤波器，使用选择性地强调低频范围的图像滤波器、抑制高频范围的图像滤波器。尽管512×512像素一般用作图像重构矩阵，但是为了提高噪声指数值图像重构矩阵数也会减少到产生256×256像素的效果的情形。然而，此时，常规图像重构矩阵512×512像素中平均2×2像素需要达到图像重构矩阵256×256像素中的一个像素。说到底，对应于用在图像重构矩阵512×512像素的X射线投影数据的各个X射线探测器数据的各个X射线探测器数据沿通道方向两两相加，利用X射线束空间沿通道方向的尺寸变成2倍的各个X射线探测器数据进行背投处理，其中X射线束孔径变为两倍，从而可以充分地发挥用图像重构矩阵为256×256像素提高噪声指数值的作用。
图12表示用图像重构矩阵数控制X射线束孔径宽度。现在，假定多行X射线探测器24的尺寸和图像重构矩阵设计成多行X射线探测器24的一个通道宽度，即，通道方向X射线束孔径宽度为d，与512×512图像重构矩阵的一个像素的尺寸一致。考虑256×256图像重构矩阵，在这种情况下，256×256图像重构矩阵的一个像素的尺寸导致宽度对应于多行X射线探测器24的两个通道，即，通道方向X射线束孔径宽度2d，如图12所示。因此，在256×256图像重构矩阵的情况下，在将两个通道并入一个数据的处理之后，需要对多行X射线探测器24的X射线探测器数据实施背投处理。或者是，在通道方向的空间滤波器卷积(1/2，1/2)之后需要进行背投处理。控制图像重构矩阵的每个像素的尺寸和X射线探测器数据的通道宽度的尺寸，即，从通道方向看时X射线束孔径宽度，这样它们尺寸大约相等，如上所述，在图像重构处理时产生图像噪声的最佳化。
为了通过调整z滤波器系数提高噪声指数值，切片厚度在z方向稍微增加，以提高噪声指数值。当1/10宽度FWTM(第十个最大量的全宽)增加而不增加半幅全宽(full width half maximum)FWHM时，如果可能，能够提高噪声指数值，而视觉上没有感觉切片厚度增加太多。
作为用于X射线投影数据空间的空间滤波器，可以使用在通道、行和视向增大的X射线投影数据空间中强调低频而不强调高频的滤波器。当仅在通道方向太强调低频时，在这种情况下，xy平面的空间分辨率劣化。可替换地，当仅在行方向太强调低频时，z方向的空间分辨率劣化。因此，当适应于X射线投影数据空间的数据和与此相邻的数据的特性时，可以使X射线投影数据空间滤波器选择性地起作用，例如，在z方向执行更强的低频强调的情况下，在通道方向存在结构的变化，在z方向不存在结构的变化，在通道方向执行更强的低  频强调的情况下，在z方向存在结构的变化，在通道方向不存在结构的变化。
在步骤C10，多个X射线管电压的每个层析图像设定的图像质量的目标值，举例说来，目标噪声指数值，可以用下面这样一种方式限定，经历双能量扫描的最终层析图像与图像质量的目标指数值一致。
首先确定，在图9(a)所示的阴影测量数据的各个成像条件下，多个X射线管电压的每个层析图像的X射线管电流应该为多少毫安才能等价于基于经历双能量扫描的层析图像的标准偏差sd的图像质量。重构函数、图像滤波器、图像重构矩阵数、z滤波器器、和X射线投影数据空间的空间滤波器中至少一个以这样的方式调整，即，层析图像达到对应于X射线管电流的图像质量。顺便说一句，此时，可能存在这样的情况，在X射线发生器的可输出范围内，对于各个X射线管电压的层析图像的噪声指数值，需要适当地将目标进行分类，以适合X射线管电流值。
因此，利用低X射线管电压的层析图像CSI-Low和高X射线管电压的层析图像CSI-High的图像重构条件，根据图像质量的目标值，调整表示X射线管电压相关信息的每个层析图像，即，经历所谓的双能量扫描的每个层析图像。也就是说，测量经历双能量扫描的每个图像重构的层析图像的图像质量，多个X射线管电压的层析图像的图像重构条件以这样一种方式反馈，这样，测量的图像质量与经历双能量扫描的最终层析图像的图像质量的目标值一致，从而能够调整多个X射线管电压每个层析图像的图像质量。
顺便说一句，在上述实施例中，分别改变X射线管电压80kV的每个层析图像和X射线管电压140kV的每个层析图像的图像重构条件，以分别重构X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的每个层析图像和优化双能量图像的图像质量。然而，当在将低X射线管电压的投影数据和高X射线管电压的投影数据经历加权处理获得的投影空间中进行图像重构时，改变在投影空间中的图像重构条件，以优化双能量图像的图像质量。
[第二实施例]
第二实施例表示这样的实施例，其中调整多个以X射线管电压为基础的层析图像的成像条件，使得对应于图像质量目标的指数值给予经历双能量扫描的每个层析图像并且指数值是满意的。
图13是表示基于指定的图像质量指数值、经历双能量扫描的每个层析图像的图像重构的流程图。
在步骤B1，基于指定的图像质量指数值设定双能量扫描的成像条件。
在步骤B2，基于预先要求的阴影数据设定各个X射线管电压的成像条件。
在步骤B3，显示各个X射线管电压的成像条件。
在步骤B4，判断患者曝光的方面是否出现问题。如果得到回答是YES，那么流程继续到步骤B5。如果得到回答是NO，那么流程继续到步骤B7。
在步骤B5，以X射线管电压80kV进行成像。
在步骤B6，以X射线管电压140kV进行成像。
此后，流程继续到图11的步骤C1。也就是说，当经历双能量扫描的对应的层析图像不满足图像质量的目标指数值，即，第一实施例中所述的图像噪声指数值，通过图像重构处理改变图像重构条件，这样满足图像质量的指数值，再次进行图像重构。
在步骤B7，手动修改各个X射线管电压的成像条件。
在步骤B8，显示各个X射线管电压的图像质量的指数值和经历双能量扫描的每个层析图像的图像质量的指数值，并显示患者的曝光剂量。
在步骤B9，判断是否患者的辐射曝光在足够的图像质量下没有任何问题。如果得到回答为“是”，那么流程继续到步骤B5。如果得到回答为“否”，那么流程返回到步骤B7。
在步骤B1到B4，和步骤B7到B9，基于预先指定的图像质量的指数值设定双能量扫描的成像条件。当低于高X射线管电压的成像条件的X射线管电流相对各个低X射线管电压的成像条件改变时，关于对应于阴影的图像噪声的CT的标准偏差sd的改变，不同阴影的每个尺寸和不同加权系数的比率w1/w2会被预先存储在存储器件7中。多个X射线管电压层析图像的图像质量的指数值从经历双能量扫描的最终层析图像的图像质量的指数值分配给各个X射线管电压的每个层析图像。如果对X射线发生器没有特别的限制，那么低X射线管电压的每个层析图像的图像质量和高X射线管电压的每个层析图像的图像质量尽可能地设定为大致相等。
在患者的摄影时，在跟踪图像摄影时得到对应于患者X射线穿透路径长度的积分值的轮廓面积。利用成像条件表，每个基于阴影的双能量扫描，每个阴影对应于大约等于患者轮廓面积的轮廓面积，可以确定或限定满足经历双能量扫描的层析图像的目标图像质量指标值的多个X射线管电压的成像条件，例如，噪声指数值，即，低X射线端电压的X射线管电流值和高X射线管电压的X射线管电流值。顺便说一句，此时，低X射线管电压的每个层析图像的图像噪声和高X射线管电压的每个层析图像的图像噪声优选设定为彼此大约相等。
因此，优选预先在存储器件7中存储已知的低X射线管电压的每个层析图像的曝光剂量和高X射线管电压的每个层析图像的曝光剂量的图或表。另外，考虑到加权系数，低X射线管电压的层析图像的曝光剂量和高X射线管电压的层析图像的曝光剂量可以设定为大约相等或大约一致。
图14(a)是表示各个成像条件的曝光剂量的曲线图。此时的处理流程在图14(b)中示出。
在步骤N1，执行患者的跟踪图像摄影。
在步骤N2，从患者的跟踪图像确定在给定z坐标位置的轮廓范围PA(z)。
在步骤N3，确定每个对应于在给定的患者z坐标位置的轮廓范围PA(z)的阴影的双能量扫描的成像条件表。
在步骤N4，确定预期被提取的物质在X射线管电压80kV和140kV下的各个X射线吸收系数值并确定加权系数之间的比率w1/w2。
在步骤N5，从步骤N3确定的双能量扫描的成像条件表确定等于比率w1/w2的成像条件表。
在步骤N6，当根据经历双能量扫描的层析图像的目标图像质量指数值确定或限定低X射线管电压的X射线管电流和高X射线管电压的X射线管电流时，确定或限定各个X射线管电流，使得低X射线管电压的曝光剂量和高X射线管电压的曝光剂量彼此相等。
在第二实施例中，以上述方式，可以调整多个X射线管电压的层析图像的成像条件和图像重构条件，使得用于图像质量的指数值给予经历双能量扫描的层析图像，并且图像质量的指数值是满意的。
[第三实施例]
第三实施例表示这样的实施例，其中当低X射线管电压的层析图像和高X射线管电压的层析图像的位置在经历双能量扫描的层析图像中变换或移动时，在经历双能量扫描的每个层析图像中发现未配准伪像，进行配准或对准校正，从而将经历双能量扫描的层析图像的图像质量优化到目标图像质量的指数值。处理的流程如图15所示。
图15是表示用于层析图像对准的双能量扫描的图像重构的流程图。
在步骤C31，指定在双能量扫描时预期被提取的物质，并且指定图像质量的指数值。当预期被提取或强调造影剂时，例如，可以去除CT值接近造影剂的钙成分，诸如，钙化物、骨骼等。相反，当预期被提取钙成分或强调钙成分时，诸如，钙化物、骨骼等，可以消除CT值接近钙成分的造影剂。当预期被提取脂肪成分或强调脂肪成分时，同样可以去除构成软组织的水成分。当想要以类似的方式提取水成分或强调水成分时，可以去除脂肪成分。因此，指定或规定预期被提取的物质和想要去除的物质，设定相应的成像条件。图像噪声，即，各个像素CT值的标准偏差sd正好用作图像质量的指数值。
在步骤C32，从患者的跟踪图像确定患者的每个轮廓范围。基于大约相同轮廓范围的阴影数据限定各个X射线管电压的成像条件。为了确定患者跟踪图像的轮廓范围，在图2的图像重构流程图中的步骤P4的预处理之后，躺在患者通道方向范围的部位可以加到已经经历对数转换的X射线投影数据中或求与已经经历对数转换的X射线投影数据的积分。
在步骤C33，显示各个X射线管电压的成像条件和有关辐射曝光的信息。CTDI(CT剂量指数)和DLP(剂量长度乘积)(Dose Length Products)正常显示为曝光信息。
在步骤C34，通过操作者提出问题从而判断是否进行成像条件确认。如果得到回答是“是”，那么流程继续到步骤C35。如果得到回答是“否”，那么流程继续到步骤C44。
在步骤C35，以X射线管电压80kV进行成像。
在步骤C36，以X射线管电压140kV进行成像。
在步骤C37，图像重构X射线管电压80kV的每个层析图像。
在步骤C38，图像重构X射线管电压140kV的每个层析图像。
在步骤C39，X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的层析图像彼此对准。后面将利用图16和17描述这种对准。
在步骤C40，X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的层析图像经历加权处理以图像重构经历双能量扫描的每个层析图像。
在步骤C41，测量经历双能量扫描的每个层析图像的图像质量。
在步骤C42，判断经历双能量扫描的每个层析图像的图像质量是否满足指数值。如果得到回答为“是”，那么流程继续到步骤C43。如果得到回答为“否”，那么流程继续到步骤C45。
在步骤C43，显示经历双能量扫描的每个层析图像。
在步骤C44，手动修改或校正成像条件并流程返回到步骤C33。
在步骤C45，改变各个X射线管电压的层析图像的图像重构条件并流程返回到步骤C37。
在步骤C31至步骤C34、和步骤C44，以与第二实施例类似的方式限定各个X射线管电压的X射线管电流，其中确定的图像质量的指数值能够满足经历双能量扫描的层析图像，从而确定成像条件。使操作者确认X射线管电压的成像条件，该成像条件是在此时确定的。如果需要从患者曝光等的角度校正成像条件，那么操作者手动修改或校正成像条件。
在步骤C35至步骤C43、和步骤C45，当以与第一和第二实施例类似的方式、经历双能量扫描最终获得的层析图像不满足图像质量的诸如噪声指数值的目标指数值时，再次对在多个X射线管电压获取的X射线投影数据进行图像重构处理，并且改变图像重构处理的条件，使得满足各个X射线管电压的各个层析图像的图像质量指数值，从而满足多个X射线管电压的层析图像的图像质量。结果，能够满足经历双能量扫描的最终层析图像的图像质量。
<X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的层析图像的对准>
图16是表示对外切矩形SR的每个分割范围进行对准处理的概述的图。这是表示在步骤C39所述的X射线管电压80kV的层析图像CSI-80kV和X射线管电压140kV的层析图像CSI-140kV的对准的图。    
图16(a)表示X射线管电压80kV的层析图像CSI-80kV，图16(b)表示X射线管电压140kV的层析图像CSI-140kV。如图16(d)所示通过对患者的轮廓或外形进行二元化(binarizing)处理，提取X射线管电压140kV的层析图像CSI-140kV。然后，包括轮廓的外切矩形SR例如被分割成8份。
X射线管电压140kV的分割的外切矩形D-SR之一与X射线管电压80kV的层析图像CSI-80kV对准，如图16(c)所示。在对准时实施校正操作或计算。X射线管电压140kV的其它分割的外切矩形D-SR随后也与X射线管电压80kV的层析图像CSI-80kV对准。因此，如图16(e)所示分割的X射线管电压140kV的外切矩形D-SR与X射线管电压80kV的层析图像CSI-80kV结合。图17中示出上述处理的流程。
图17是表示双能量扫描处理的流程图，其中外切矩SR的每个分割范围进行对准。
在步骤D1，执行X射线管电压80kV的成像。
在步骤D2，执行X射线管电压140kV的成像。
在步骤D3，基于二元化阈值进行二元化，用于从X射线管电压140kV的层析图像CSI-140kV提取患者身体表面的轮廓或外形，并且将外切矩形SR分割成8份。后面将利用图18描述在步骤D3中确定患者的外切矩形SR的8个分割范围的处理流程。
在步骤D4，X射线管电压140kV的层析图像CSI-140kV的分割的外切矩形SR的范围经历对X射线管电压80kV的层析图像CSI-80kV的二维相关算术操作或计算。然后，由二维相关计算的最大值或局部最大值的位置、或峰值散布确定x方向的位移量Δx和y方向的位移量Δy。由二维相关计算的最大值或局部最大值的峰值扩散表示的半全宽最大值FWHM确定缩放倍率。后面利用图19来详细解释。
在步骤D5，由二维相关计算的局部最大值的位置确定位置的变换或移动和缩放倍率。
在步骤D6，判断是否完成X射线管电压140kV的层析图像CSI-140kV的分割的外切矩形SR的所有范围相对于X射线管电压80kV的层析图像CSI-80kV的对准。如果得到回答为“是”，那么流程继续到步骤D7。如果得到回答为“否”，那么流程返回到步骤D4。
在步骤D7，结合X射线管电压140kV的层析图像CSI-140kV的分割的外切矩形SR的范围。
在步骤D8，X射线管电压80kV的层析图像CSI-80kV和X射线管电压140kV的层析图像CSI-140kV经历加权处理。
在步骤D9，显示经历双能量扫描的层析图像。
《患者外切矩形SR的分割》
图18是表示确定患者的外切矩形SR的8个分割范围的处理的流程图，并且显示了步骤D3的细节。
在步骤L1，进行二元化处理。在步骤L1的二元化处理时，可以取得在患者和空气之间能够进行分离的二元化阈值，以提取患者身体表面的轮廓或外形。因此，可以使用诸如CT值：-50，-100等的值。二元化图像通过在步骤L2的连续范围编号处理(标记处理)形成每连续二维范围编号的标签区域。
在步骤L2，进行连续范围编号处理(标记处理)。
在步骤L3，提取表示患者各个部位的连续范围并确定外切矩形SR。在步骤L3，连续的二维范围中的一个，其假定是患者的连续二维范围，被依照该区域、外切矩形SR的尺寸、圆形的程度等进行提取
在步骤L4，确定由外切矩形SR分成8份的矩形范围D-SR。在步骤L4，外切矩形SR通过在步骤L3提取的患者的连续二维范围的外切矩形SR的起点(xS，yS)和终点(xS+Lx，yS+Ly)可以分成8个矩形面积。
《二维相关计算》
下面将描述图17中步骤D4的二维相关计算。
图19是表示通过二维相关计算对准处理的概述的图。在图19(a)中示出X射线管电压80kV的层析图像CSI-80kV和经历矩形分割的X射线管电压140kV的层析图像CSI-140kV。图19(b)中示出相关量CR1(x，y)变化的一个实例。
假定在X射线管电压140kV的分割外切矩形SR上层析图像的各个像素值定义为g140(x，y)，X射线管电压80kV的层析图像CSI-80kV的各个像素值定义为g80(x，y)，通过将X射线管电压140kV的层析图像CSI-140kV的外切矩形SR的范围相对于X射线管电压80kV的层析图像CSI-80kV实施二维相关计算获得的相关量CR1(x，y)表达如下(方程式13)。然而，X射线管电压140kV的层析图像的区域假定为Ar140，X射线管电压80kV的层析图像的区域假定为Ar80。
[方程式13]
CR1(x,y)=&Integral;&Integral;Ar80g140(x,y)&CenterDot;g(x-s,y-t)dsdt(&Integral;&Integral;Ar140g140(x,y)dxdy)(&Integral;&Integral;Ar80g80(x,y)dxdy)...(13)]]>
在图19(b)中，相关量CR1(x，y)在从xy平面的原点0移动或变换(Δx，Δy)的位置呈现为局部最大值的峰值。峰值的半幅全宽FWHM在x方向使用D1x，且在y方向采用D1y。
在图19(b)中所示的Δx和Δy表示X射线管电压140kV的层析图像CSI-140kV的分割矩形范围，和X射线管电压80kV的层析图像CSI-80kV的位移量。从下面(方程式140)所述的峰值的半幅全宽分别确定x方向的缩放倍率和y方向的缩放倍率。顺便说一下，在下面的方程式中Lx和Ly分别对应于分割矩形范围的x方向这侧的长度和其y方向这侧的长度。
[方程式14]
r1x=lx+d1xlx]]>
r1y=ly+d1yly...(14)]]>
X射线管电压140kV的层析图像的矩形范围g140(x，y)的x和y坐标通过下面(方程式15)的这些缩放倍率r1x和r1y，和位移量(Δx，Δy)被坐标转换成X和Y。因此，X射线管电压140kV的层析图像CSI-140kV的矩形范围能够与X射线管电压80kV的层析图像的相应像素值g(x，y)对准。然而，(xC，yC)表示X射线管电压140kV的层析图像CSI-140kV的矩形范围的中心坐标。
[方程式15]
X-xcY-yc=1+r1x001+r1yx-xcy-yc+ΔxΔy...(15)]]>
顺便说一下，此时，尽管x方向的缩放倍率r1x和y方向的缩放倍率r1y被如(方程式14)定义，但是根据每个层析图像的图像质量，由于二维相关计算的峰值扩散程度，x和y方向的放大倍率可以乘以校正系数kx和ky，这样使得x方向的放大倍率定义为kx·r1x，y方向的放大倍率定义为ky·r1y。因此，如果根据每个层析图像的图像质量需要校正系数kx和ky，那么放大倍率如上所述可以乘以校正系数。顺便说一下，期待校正系数kx和ky达到大致接近1的值，其对应于在(0，2)范围内的值。顺便说一下，在本实施例中，尽管X射线管电压140kV的层析图像CSI-140kV被分割成对应于x方向一分为二和y方向一分为四的8个矩形范围，并且与X射线管电压80kV的层析图像CSI-80kV对准，X射线管电压80kV的层析图像CSI-80kV可以被分割并且与X射线管电压140kV的层析图像CSI-140kV对准。
不是必须将分割数设定为8。即使根据每个层析图像的矩阵尺寸、其图像质量等改变分割数，可以获得类似的效果。虽然在CT值范围内的所有值用于二维相关计算，但是即使只有在CT值范围内的相同值，例如，只有大于CT值0的值用于二维相关计算，可以获得类似的效果。
图20是表示外切矩形范围产生重叠情况的图。
在图17的步骤D4至步骤D7中，结合X射线管电压140kV的层析图像被分成8份的矩形的范围D-SR。然而，存在这样的情况，在结合边界线上产生间断的伪像并且在连接部分结合的层析图像不连续。为了避免这种情况，层析图像的各个分割范围被设定成较大的范围，如图20(a)所示，并且进行对准处理。例如，在图20(a)中用矩形范围A和矩形范围B表示，当它们相互产生重叠时进行对准处理。也就是说，X射线管电压140kV的层析图像的矩形范围在矩形范围A和B对准的处理对放大的矩形范围A和B起作用。
在如此处理的矩形范围A和B之间的边界部分，如图20(b)所示的加权系数wa(x，y)和wb(x，y)被应用于进行加权处理。加权系数wa(x，y)和wb(x，y)的和总是“1”并且保持不变，如下面的方程式中所表达的。
wa(x，y)+wb(x，y)＝1
通过对8个分割的矩形范围进行加权系数wa(x，y)的加权处理，X射线管电压140kV的对准层析图像连续和平滑地连接。虽然在图20(b)中使用线性加权系数，变化更平滑的多维和多项式加权系数可以使用。
<第四实施例>
第四实施例是表示这样的实施例，即在X射线管电压信息的层析图像、经历双能量扫描的层析图像、或多个X射线管电压的层析图像的三维显示或MPR显示时，优化层析图像平面方向的变换或位移，即，xy平面的位移。也就是说，第四实施例表示这样的实施例，即当检测xy平面内的变换，校正多个X射线管电压的层析图像，从而优化经历双能量扫描的每个层析图像的图像质量和三维显示图像和/或MPR显示图像的图像质量。
当低X射线管电压的层析图像CSI-Low和高X射线管电压的层析图像CSI-High通过常规扫描或电影扫描专门摄影时，以常规扫描或电影扫描时位于xy平面内的层析图像的位置可以移动或变换每个z方向坐标位置。此时，采用有效层析图像对准校正和未配准伪像减少的双能量扫描方法。
图21时描述以常规扫描或电影扫描位于xy平面内层析图像的位置的变换的图。
存在这样一些情况，例如，当如图21(a)所示在z方向坐标(z0，z1)的范围、z方向坐标(z1，z2)的范围和z方向坐标(z2，z3)的范围进行三次常规扫描或电影扫描时，在各个常规扫描或电影扫描期间，在xy平面的位置会移动或变换并且从而沿z方向看时层析图像不连续。在双能量扫描的情况下，X射线管电压80kV的每个层析图像在xy平面的位置和X射线管电压140kV的每个层析图像在xy平面的位置可能变换。
例如，在第一z方向坐标位置通过常规扫描或电影扫描摄影的层析图像数是32。它们被假定为从Img0(x，y)至Img31(x，y)。例如，在第二z方向坐标位置通过常规扫描或电影扫描摄影的层析图像数也是32。它们被假定为从Img32(x，y)至Img63(x，y)。例如，在第三z方向坐标位置通过常规扫描或电影扫描摄影的层析图像数也是32。它们被假定为从Img64(x，y)至Img95(x，y)。
当在各个z方向坐标位置的常规扫描或电影扫描的中心位置被在下面情况下进行限定时，即使在沿z方向看时形状相同的情况下，在各个z方向坐标位置通过常规扫描或电影扫描摄影的层析图像的位置会移动或变换。
当层析图像在xy平面方向重新投影显示时，它们如图21(b)所示被显示。在z方向坐标(z0，z1)的范围的第一z方向坐标位置、通过常规扫描或电影扫描获得的层析图像Img0(x，y)至Img31(x，y)的中心坐标位置假定为(xc1，yc1)。在z方向坐标(z1，z2)的范围的第二z方向坐标位置、通过常规扫描或电影扫描获得的层析图像Img32(x，y)至Img63(x，y)的中心坐标位置假定为(xc2，yc2)。在z方向坐标(z2，z3)的范围的第三z方向坐标位置、通过常规扫描或电影扫描获得的层析图像Img64(x，y)至Img65(x，y)的中心坐标位置假定为(xc3，yc3)。
各个(xc1，yc1)、(xc2，yc2)、和(xc3，yc3)如下面(方程式16)所表达。然而，每个层析图像的图像矩阵大小假定为N×N像素。
[方程式16]
(xc1,yc1)=[132Σi=031Σy=0N-1Σx=0N-1x&CenterDot;Imgi(x,y),132Σi=031Σy=0N-1Σx=0N-1y&CenterDot;Imgi(x,y)]]]>
(xc2,yc2)=[132Σi=3263Σy=0N-1Σx=0N-1x&CenterDot;Imgi(x,y),132Σi=3263Σy=0N-1Σx=0N-1y&CenterDot;Imgi(x,y)]...(16)]]>
(xc3,yc3)=[132Σi=6495Σy=0N-1Σx=0N-1x&CenterDot;Imgi(x,y),132Σi=6495Σy=0N-1Σx=0N-1y&CenterDot;Imgi(x,y)]]]>
在沿z方向看患者形状相同或患者形状大致相同的情况下，使第二和第三常规扫描或电影的层析图像的中心位置于第一常规扫描或电影扫描的层析图像的中心位置一致。也就是说，第二和第三常规扫描或电影的层析图像根据向量(xc1-xc2，yc1-yc2)移动或变换，而不移动第一常规扫描或电影扫描的层析图像。另外，第三常规扫描或电影扫描的层析图像根据向量(xc1-xc3，yc1-yc3)移动。因此，在xy平面上其位置进行了变换的层析图像通过在每个z方向坐标位置进行常规扫描或电影扫描的上述层析图像对准校正而对准。已知一种进行位置校正的位置校正方法，以消除各个z方向坐标位置在常规扫描或电影扫描的z方向边界的层析图像之间的变换，其中沿z方向看形状变化很大的区域被摄影，或沿z方向看形状变化很大的患者被摄影。
图22是描述消除z方向边界上的层析图像之间变换的位置校正的图，其中图22(a)是表示xz平面MPR图像的图，图22(b)是表示yz平面MPR图像的图。
作为例子如图22(a)和22(b)所示，在z方向坐标位置每个通过常规扫描或电影扫描摄影的层析图像数是32。它们被假定为从Img0(x，y)至Img31(x，y)。在第二z方向坐标位置每个通过常规扫描或电影扫描摄影的层析图像数也是32。它们被假定为从Img32(x，y)至Img63(x，y)。在第三z方向坐标位置每个通过常规扫描或电影扫描摄影的层析图像数也是32。它们被假定为从Img64(x，y)至Img95(x，y)。
在这种情况下，为了将第一常规扫描或电影扫描的层析图像与第二常规扫描或电影扫描的层析图像对准，在第一常规扫描或电影扫描下的边界部分的层析图像Img31和在第二常规扫描或电影扫描下的边界部分的层析图像Img32需要相互对准。为了将第二常规扫描或电影扫描的层析图像与第三常规扫描或电影扫描的层析图像对准，在第二常规扫描或电影扫描下的边界部分的层析图像Img64和在第三常规扫描或电影扫描下的边界部分的层析图像Img64相互对准。下面示出利用每个MPR图像进行这种对准的方法。
如图22(a)所示特别是在xz平面的MPR图像中的y＝yc1的MPR图像中，在层析图像Img31(x，y)中患者边界的x坐标假定为x1s和x1e。当层析图像Img32(x，y)的患者边界的x坐标定义为x2s和x2e，层析图像Img32(x，y)和在第二z坐标位置通过常规扫描或电影扫描得到的层析图像沿x方向通过下列(方程式17)移动或变换。
[方程式17]
x1s+x1e2-x2s+x2e2...(17)]]>
以类似的方式如图22(a)所示特别是在xz平面的MPR图像中的y＝yc2的MPR图像中，在层析图像Img63(x，y)中患者边界的x坐标假定为x2s和x2e。当层析图像Img64(x，y)的患者边界的x坐标定义为x3s和x3e，层析图像Img64(x，y)和在第二z坐标位置通过常规扫描或电影扫描得到的层析图像沿x方向通过下列(方程式18)移动。
[方程式18]
x1s+x1e2-x2s+x2e2+x2s+x2e2-x3s+x3e2]]>
=x1s+x1e2-x3s+x3e2...(18)]]>
以类似的方式如图22(b)所示特别是在yz平面的MPR图像中的x＝xc1的MPR图像中，在层析图像Img31(x，y)中患者边界的y坐标假定为y1s和y1e。当层析图像Img32(x，y)的患者边界的y坐标定义为y2s和y2e时，层析图像Img32(x，y)和在第二z坐标位置通过常规扫描或电影扫描得到的层析图像沿y方向通过下列(方程式19)变换。
[方程式19]
y1s+y1e2-y2s+y2e2...(19)]]>
以类似的方式如图22(b)所示特别是在yz平面的MPR图像中的x＝xc2的MPR图像中，在层析图像Img63(x，y)中患者边界的y坐标假定为y2s和y2e。当层析图像Img64(x，y)的患者边界的y坐标定义为y3s和y3e时，层析图像Img64(x，y)和在第二z坐标位置通过常规扫描或电影扫描得到的层析图像沿y方向通过下列(方程式20)变换。
[方程式20]
y1s+y1e2-y2s+y2e2+y2s+y2e2-y3s+y3e2]]>
=y1s+y1e2-y3s+y3e2...(20)]]>
因此，根据在第一z方向坐标位置通过常规扫描或电影扫描获得的层析图像的xy平面的位置，在第二和第三z方向坐标位置通过常规扫描或电影扫描获得的层析图像的xy平面的位置可以经历位置变换校正。
图23是表示在xy平面已经校正变换的双能量扫描的处理流程图。
在步骤D11，成像或摄影X射线管电压80kV的层析图像。
在步骤D12，成像或摄影X射线管电压140kV的层析图像。
在步骤D13，图象重构X射线管电压80kV的层析图像。
在步骤D14，三维显示/MPR显示X射线管电压80kV的层析图像。
在步骤D15，判断在X射线管电压80kV的层析图像的xy平面方向的变换是否存在。如果得到回答为“是”，那么流程继续到步骤D16。如果得到回答为“否”，那么流程继续到步骤D22。
在步骤D16，图像重构X射线管电压140kV的层析图像。
在步骤D17，三维显示/MPR显示X射线管电压140kV的层析图像。
在步骤D18，判断在X射线管电压140kV的层析图像的xy平面方向的变换是否存在。如果得到回答是“是”，那么流程继续到步骤D19。如果得到回答是“否”，那么流程继续到步骤D24。
在步骤D19，判断在X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的层析图像的xy平面方向的变换是否存在。如果得到回答是“是”，那么流程继续到步骤D20。如果得到回答是“否”，那么流程继续到步骤D26。
在步骤D20，根据X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的层析图像的加权处理，图像重构双能量扫描的每个层析图像。
在步骤D21，显示双能量扫描的层析图像或三维显示图像/MPR显示图像。
在步骤D22，确定在xy方向的变换量。
在步骤D23，确定反映变换量的图像重构变量，并且流程返回到步骤D13。
在步骤D24，确定在xy方向的变换量。
在步骤D25，确定反应变换量的图像重构变量，并且流程返回到步骤D16。
在步骤D26，确定在xy方向的变换量。
在步骤D27，确定用于移动或变换X射线管电压140kV的层析图像的图像重构变量，并且流程返回到步骤D16。
在步骤D15、18和19，根据上述处理，检测层析图像在xy平面是否存在变换。在如上所述的步骤D22、D24和D26确定在xy方向的变换量。
通过如在步骤D23、D25和D27的情况下改变用于图像重构处理的图像重构变量，通过移动这些变换量，可以进行位置变换或未配准校正。换句话说，可以进行基于层析图像平面的位置移动或变换处理。
在上述X射线CT设备100中，根据本发明的X射线CT设备或X射线CT图像重构方法，产生能够实现优化经历双能量扫描的每个层析图像的空间分辨率及其噪声的X射线CT设备的效果。顺便说一下，根据预期被强调的原子和预期被消除的原子，通过该原子的多个X射线管电压的X射线吸收系数确定加权处理的加权系数，即使在任何图像重构方法的情况下。
虽然在上述实施例中80kV用作低X射线管电压、140kV用作高X射线管电压，但即使在其它X射线管电压下也能够产生类似的效果。虽然在本发明中，钙诸如骨骼或钙化部位、和在造影剂中所含的碘用作预期被提取的原子，或预期被强调的原子，但是即使提取或强调其它原子也能够产生类似的效果。顺便说一下，在本发明中采用的图像重构方法可以是基于通常已知的Feldkamp方法的三维图像重构方法。另外，可以使用不同的三维图像重构方法。换言之，可以采用二维图像重构。
虽然上述实施例描述不使用X射线CT设备的X射线自动曝光机构的情况，但是即使在使用X射线CT设备的X实现自动曝光机构，能够产生类似的效果。也就是说，由跟踪图像确定患者在各个z方向坐标位置的几何特性值，诸如，轮廓范围和椭圆度等。根据其z方向的轮廓范围和椭圆度等的变化调整z方向坐标位置的X射线管电流，从而让z方向坐标位置的层析图像的噪声保持不变。对应于X射线管电压80kV的每个层析图像和X射线管电压140kV的每个层析图像的被标定为X射线管电压80kV和X射线管电压140kV的图像噪声指数值被定义，从而X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的层析图像在各个z方向坐标位置也产生不变的图像噪声。因此，经历双能量扫描的每个层析图像在z方向也能够产生不变的图像噪声，该层析图像通过X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的层析图像的加权处理被图像重构。
虽然上述实施例描述了扫描台架20不倾斜的情况，但是即使在扫描台架20倾斜的所谓倾斜扫描的情况下也能够产生类似的效果。虽然本发明还描述了X射线数据获取与生物信号不同步的情况，但是即使X射线数据获取与生物信号特别是心脏信号同步也能够产生类似的效果。
虽然上述实施例描述了具有二维X射线数据探测器的X射线CT设备，但是即使在具有行X射线探测器的X射线CT设备的情况下也能够产生类似的效果。顺便说一下，在本实施例中，通过沿z方向移动摄影台10的轮脚架12，实现螺旋扫描、可变间距螺旋扫描和螺旋往复扫描。实现常规扫描或电影扫描的各个z方向扫描位置之间的移动。然而，即使通过分别移动扫描台架20或相对摄影台10的轮脚架12旋转位于扫描台架20中的部件15也能够获得类似的效果。
在上述实施例中，每行系数不同的行方向(z方向)滤波器的系数在预处理或各个通道射束强化校正的X射线投影数据的行方向卷积，以调整图像质量的变化，从而在每行提供均匀的切片厚度，抑制伪像和实现噪声减小的图像质量。因此当考虑了各个z方向滤波器系数时，在任何情况下都可以得到类似的效果。
尽管基于医疗X射线CT设备描述了本实施例，但是与工业X射线CT设备或其它设备结合使用的X射线CT-PET设备、与它们结合使用的X射线CT-SPECT设备等也是可用的。
附图说明：
图1
5-数据获取缓冲器
7-存储器件
22-X射线控制器
24-探测器
26-旋转部分控制器
29-控制控制器
31-预处理器
33-射束强化处理器
34-图像重构单元
35-双能量图像重构单元
37-控制单元
图2
开始
步骤P1-获得跟踪图像
层析图像摄影
步骤P2-设定成像条件
步骤P3-获得数据
步骤P4-预处理
步骤P5-进行射束强化校正
步骤P6-进行Z滤波器卷积处理
步骤P7-进行重构函数卷积处理
步骤P8-进行三维背投处理
步骤P9-后处理
步骤P10-显示层析图像
步骤P11-进行三维图像显示或MPR图像显示
结束
43心脏，肺野
图3
开始三维背投处理
步骤P81-在图像重构区域中提取对应于各个像素的投影数据Dr
步骤P82-将各个投影数据Dr乘以锥形射束重构加权系数，产生背投数据D2
步骤P83-将背投数据D2加到每个像素的背投数据D3中
步骤P84-背投数据D2对应于图像重构所需的所有view吗？
结束
图7
开始
步骤C1-奇数view在低X射线管电压摄影，偶数view在高X管电压摄影，并且进行X射线数据获取
步骤C2-将X射线投影数据分成奇数view的低X射线管电压的X射线投影数据和偶数view的高X射线管电压的X射线投影数据
步骤C3-图像重构低X射线管电压的X射线投影数据
步骤C4-图像重构高X射线管电压的X射线投影数据
步骤C5-低X射线管电压的层析图像和高X射线管电压的层析图像经历加权处理，图像重构表示期望被区分的物质信息的层析图像
步骤C6-显示期望被区分的层析图像M-CSI
结束
图11
开始
步骤C1-以X射线管电压80kV进行成像
步骤C2-以X射线管电压140kV进行成像
步骤C3-图像重构X射线管电压80kV的层析图像
步骤C4-图像重构X射线管电压140kV的层析图像
步骤C5-X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的层析图像经历加权处理，图像重构被强调的钙的层析图像和被强调的造影剂的层析图像
步骤C6-测量被强调的钙的层析图像和被强调的造影剂的层析图像的图像质量
步骤C7-强调钙的层析图像和强调造影剂的层析图像满足噪声指数值和分辨率指数值吗？
步骤C8-显示经历双能量扫描的层析图像、被强调的钙的层析图像、被强调的造影剂的层析图像
步骤C9-判断被强调的钙的层析图像和被强调的造影剂的层析图像的噪声指数值和空间分辨率指数值为什么不足？
步骤C10-改变X射线管电压80kV和X射线管电压140kV的图像重构条件
结束
图13
开始
步骤B1-基于指定的图像质量指数值设定双能量扫描的成像条件
步骤B2-基于预先要求的阴影数据限定各个X射线管电压的成像条件
步骤B3-显示各个X射线管电压的成像条件
步骤B4-在患者曝光的方面存在问题吗？
步骤B5-以X射线管电压80kV进行成像。
步骤B6-以X射线管电压140kV进行成像。
步骤B7-手动修改各个X射线管电压的成像条件
步骤B8-显示各个X射线管电压的图像质量的指数值和经历双能量扫描的层析图像的图像质量的指数值，并显示患者的曝光剂量。
步骤B9-在足够的图像质量条件下患者的辐射曝光出现问题吗？
至图11中的步骤C1
图14(b)
开始
步骤N1-执行患者的跟踪图像摄影
步骤N2-从患者的跟踪图像确定在给定z坐标位置的轮廓面积PA(z)
步骤N3-确定对应于在给定的患者z坐标位置的轮廓面积PA(z)的阴影的双能量扫描的成像条件表
步骤N4-确定预期被提取的物质在低和高的X射线管电压80kV和140kV下的各个X射线吸收系数值并确定加权系数之间的比率w1/w2
步骤N5-从步骤N3确定的双能量扫描的成像条件表确定对应于加权系数之间比率w1/w2的成像条件表
步骤N6-当根据经历双能量扫描的层析图像的目标图像质量指数值限定低X射线管电压的X射线管电流和高X射线管电压的X射线管电流时，确定各个X射线管电流，使得低X射线管电压的曝光剂量和高X射线管电压的曝光剂量相等
结束
图15A
开始
步骤C31-指定以双能量扫描预期被提取的物质，指定图像质量的指数值
步骤C32-从患者的跟踪图像确定患者的每个轮廓面积，基于大约相同轮廓面积的阴影数据限定各个X射线管电压的成像条件
步骤C33-显示各个X射线管电压的成像条件和曝光信息
步骤C34-在操作者的指示或者提问下是否确认成像条件？
步骤C35-以X射线管电压80kV进行成像
步骤C36-以X射线管电压140kV进行成像
步骤C44-手动修改成像条件
至步骤C37
图15B
来自步骤C36
步骤C37-图像重构X射线管电压80kV的层析图像
步骤C38-图像重构X射线管电压140kV的层析图像
步骤C39-对准X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的层析图像
步骤C40-将X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的层析图像经历加权处理并且图像重构经历双能量扫描的层析图像
步骤C41-测量经历双能量扫描的层析图像的图像质量
步骤C42-经历双能量扫描的每个层析图像的图像质量满足指数值吗？
步骤C43-显示经历双能量扫描的层析图像的图像质量
步骤C45-改变X射线管电压80kV和X射线管电压140kV的图像重构条件
结束
图17
开始
步骤D1-执行X射线管电压80kV的成像
步骤D2-执行X射线管电压140kV的成像
步骤D3-基于二元化阈值进行二元化，用于从X射线管电压140kV的层析图像提取患者身体表面的轮廓或外形，并且将其外切矩形分割成8份
步骤D4-X射线管电压140kV的层析图像的分割的外切矩形SR的面积经历对X射线管电压80kV的层析图像的二维相关算术操作或计算
步骤D5-由二维相关计算的局部最大值的位置确定位置的替换和缩放倍率
步骤D6-X射线管电压140kV的层析图像的分割的外切矩形SR的所有面积相对于X射线管电压80kV的层析图像的对准完成了吗？
步骤D7-结合X射线管电压140kV的层析图像的各个分割的外切矩形面积
步骤D8-X射线管电压140kV的层析图像和X射线管电压140kV的层析图像经历加权处理
步骤D9-显示经历双能量扫描的层析图像
结束
图18
开始：步骤D3的细节
步骤L1-执行二元化处理
步骤L2-执行连续范围编号处理(标记处理)
步骤L3-提取表示患者部位的连续范围并确定外切矩形
步骤L4-确定由外切矩形分成8份的矩形范围
结束
图23
开始
步骤D11-摄影X射线管电压80kV的层析图像
步骤D12-摄影X射线管电压140kV的层析图像
步骤D13-图象重构X射线管电压80kV的层析图像
步骤D14-执行X射线管电压80kV的层析图像三维显示/MPR显示
步骤D15-在X射线管电压80kV的层析图像的xy平面方向的变换出现了吗？
步骤D16-图像重构X射线管电压140kV的层析图像
步骤D17-执行X射线管电压80kV的层析图像三维显示/MPR显示
步骤D18-在X射线管电压140kV的层析图像的xy平面方向的变换出现了吗？
步骤D19-在X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的层析图像的xy平面方向的变换出现了吗？
步骤D20-根据X射线管电压80kV的层析图像和X射线管电压140kV的层析图像的加权处理，图像重构经历双能量扫描的层析图像
步骤D21-显示双能量扫描的层析图像或三维显示图像/MPR显示图像
步骤D22-确定在x和y方向的变换量
步骤D23-确定反映变换量的图像重构变量
步骤D24-确定在x和y方向的变换量
步骤D25-确定反应变换量的图像重构变量
步骤D26-确定在x和y方向的变换量
步骤D27-确定移动X射线管电压140kV的层析图像的图像重构变量
结束