用于计算机断层摄影术的重建方法和计算机断层摄影装置

摘要

本发明的目的是提供具有高图像质量的螺旋形计算机断层摄影术。其涉及用于心脏的计算机断层摄影术的重建方法，其中根据探测器设备的部分探测器路径的记录的数据分量和探测器设备的完全探测器路径的记录的数据分量来重建图像；还涉及计算机断层摄影装置，其包括射束源，用来围绕目标沿着螺旋形路径驱动射束源的驱动装置、用来记录来自于射束源的至少部分穿过目标的辐射的探测器设备、和用来重建部分探测器路径和完全探测器路径的数据分量的控制设备。

说明书

技术领域

本发明涉及一种根据权利要求1前序部分的重建方法、一种根据权利要求11前序部分的计算机断层摄影装置和一种根据权利要求12前序部分的计算机程序。

背景技术

除了计算机断层摄影术领域中的层方法外，有时也使用螺旋方法，其中沿螺旋形路径或螺旋状路径围绕目标移动射束源和探测器设备，且由探测器设备记录辐射，下面将这种方法称为螺旋计算机断层摄影术。这里，目标一般为要检查的病人。通过环绕目标移动射束源来获得螺旋形路径，同时垂直于环形路径所确定的平面、在环形路径内移动目标。有些时候，尤其为了记录运动器官诸如心脏时，为了避免运动伪象，仅使用沿射束源和探测器设备的螺旋形路径-下面称为探测器路径所记录的、反映该器官的相同运动状态的数据。运动伪象是由于目标(在这种情况下为运动器官)的不同运动状态所引起的像差。因此，在由探测器设备所记录的数据进行图像重建时，在这种情况下仅使用不完全的记录数据，过滤掉或不使用在其它运动状态下获得的其它记录数据。因此不将探测器路径的记录数据用于探测器设备沿其螺旋形路径的全部点，而是仅在探测器路径的某些区段内继续使用记录数据，位于该区段外的记录数据对该成像不起作用。这种方法称为选通。然而，由于其不完全的数据，选通是图像伪象的来源。

发明内容

本发明的目的是提供具有高图像质量的螺旋形计算机断层摄影术。

根据本发明，通过权利要求1、11和12的特征实现该目的。

其涉及一种用于计算机断层摄影术的重建方法，其中由探测器设备的部分探测器路径的记录的数据分量和由探测器设备的完全探测器路径的记录的数据分量来重建图像，并涉及一种计算机断层摄影装置，其具有射束源、用来围绕目标沿螺旋形路径驱动射束源的驱动装置、用来记录来自射束源并至少部分穿过目标的辐射的探测器设备和用来重建部分探测器路径和完全探测器路径的数据分量的控制设备。其还涉及一种用来实现该记录方法的计算机程序。

参照后面描述的实施例，本发明的这些和其它方面是显而易见的并将得到说明。应当仅将描述的实施例理解为实例，而并不意味着对本发明保护范围的任何限制。

附图说明

在附图中：

图1示出了具有射束源、探测器设备和被引导通过射束源和探测器设备之间的目标的计算机断层摄影装置的支架的示意图。

图2示意性示出了探测器设备围绕目标具有用来获取记录数据的不同区段的探测器路径。

具体实施方式

图1示出了能够沿弧形箭头所指示的环形路径、平行于示出坐标系的y方向旋转的支架或台架1的示意图。最后由电动机2用优选恒定的可调角速度驱动台架1。固定在台架1上的是射束源20，诸如X射线发射器，其包括由射束源20所产生的辐射发出锥形束4的准直仪。借助于限定射束4的四条线示意性示出了射束4。至少一些锥形束4穿过作为图1中的圆柱体的一个区段所表示的目标13，目标13通常是病人支撑台上的病人或病人的一部分。在射线已经穿过目标13后，射束4到达固定在台架1与射束源20相对侧上的探测器设备16，其具有包括多个探测器元件的探测器表面18，在这个实施例中该多个探测器元件按照行和列排列成矩阵。随着台架1运动，射束源20和探测器设备16相应地运动。射束4的射线所到达的探测器设备16的每个探测器元件传递用于可移动射束源20的不同位置的测量值。

由角α_max所表示的射束4的孔径角基本上确定了要被检查的目标13的直径，该射束为锥形射束4。

由电动机5沿z轴的方向平行于台架1的旋转轴14移动病人支撑台上的目标13。也可以沿着这个方向相应地移动台架1。

如果同时运行电动机2、5，射束源20和探测器设备16则描绘出围绕目标13的螺旋状轨线或探测器路径24、24’。

将探测器设备16所获得的测量值诸如通过非接触数据传输传递给连接到探测器设备16的计算机设备10。计算机设备10对测量值进行计算、重建来自辐射源20的辐射的基本上由目标13所引起的吸收分布，并将其传送给通常为监视器的输出设备13。由控制设备7控制两个电动机2、5、计算机设备10、射束源20和由探测器设备16到计算机设备10的测量值的传送。

图2示出了探测器路径24、24’的区段的示意图，如上所述，沿探测器路径24、24’引导射束源20和探测器设备16，使得探测器设备16不断地接收来自辐射源20的辐射。通过电动机2和电动机5分别驱动射束源20和目标13形成了示出的围绕目标13的射束源20的螺旋形路径、或螺旋状路径、或轨线。示意性地，完全探测器路径24与包括部分探测器路径24’的完全螺旋状路径相对应，部分探测器路径24’的两个区段在图2中由g表示。出于表示的目的，在这里仅示出了部分探测器路径24’的两个区段，其它的区段g沿完全探测器路径24分布但没有被示出。部分探测器路径24’由此形成完全探测器路径24的一部分，并且也可以被认作是选通或时间窗口。对于完全探测器路径24与部分探测器路径24’的长度比，可以提及的实例是完全探测器路径24的60％比部分探测器路径24’的40％，即图2中的区段g占整个探测器路径24的40％部分。图2中的示例仅是示意性的并将在下面进行解释。在本发明的一个实施例中，沿探测器路径24的每个点通过探测器设备16进行记录，以便提供包括用于完全探测器路径24的每个点的目标13的完全记录数据的完全数据集，下面将其称为完全数据分量。然后计算机设备10包含沿螺旋状路径的不同位置所获得的涉及被目标13或多或少地强烈吸收的辐射的数据。将由探测器设备16获得的测量值的完全数据分量传送到计算机设备10。在计算机设备10中，将完全数据分量转换为现在仅包含部分数据的数据分量，以便提供包含由探测器设备16沿部分探测器路径24’所获得的测量值的部分数据分量。换句话说，忽略了在完全探测器路径24上在部分探测器路径24’以外所获得的数据集的那部分。然后，在重建目标13的图像之前，计算机设备10包含由探测器设备16所获得的完全数据分量和由完全数据分量缩减得到的部分数据分量。由于在计算机设备10中为数据分量分配不同的权重，所以将这种方法称为加权。在计算机设备10中转换数据集的可选方法是，可以通过调节射束源20的X射线管的管电流来进行部分探测器路径24’的记录，对于用完全探测器路径20记录的数据流动较低的管电流，和对于用部分探测器路径24’记录的数据流动较高的管电流。这种方式实现了数据分量的不同加权。也可以使用这两种描述特征的组合，即在计算机设备10中转换数据集并且调节射束源20的X射线管的管电流。在这种情况下，为部分探测器路径24’传送较高的管电流而为完全探测器路径24传送较低的管电流，在完全数据分量和不完全数据分量之间额外地进行加权。

在现有技术中，为了重建图像，或者使用完全数据分量或者使用部分数据分量。由于记录获得不同的运动状态，所以不能将第一种情况用于运动的目标13，因为这会导致图像伪象。在这里，术语“运动的目标13”指目标13的独立运动，诸如心脏跳动或呼吸运动，其独立于由电动机5外在引起的目标13沿z轴和旋转轴的所述运动。因此，在现有技术中将具有部分数据分量的也被称为选通的第二种情况用于运动的目标13，部分探测器路径重复获得目标13的相同运动状态，因此避免了由目标13的运动引起的图像伪象。例如通过选通，心脏的相同运动状态的记录传送了心脏的具有大约相同的体积膨胀的图像。

出于由记录的测量值随后重建图像的目的，本实施例中采用的方式是在重建图像时在一定程度上包括完全数据分量，并在重建图像时补充性地包括部分数据分量。这意味着不仅将从图2中由g所表示的区域之外的探测器路径24的区域获得的数据分量用于图像重建，而且也将从由g所表示的区域内获得的数据分量用于图像重建。这与现有技术中已知的选通方法形成对比，在现有技术中仅将从由g所表示的探测器路径24的区域内获得的测量值，即描述目标13的相同运动状态或位相的测量值用于图像重建。在两组数据分量，即完全数据分量和部分数据分量之间的分界可以在大约1％到20％的完全数据分量与相应的80％到99％的部分数据分量之间，优选为3％的完全数据分量与97％的部分数据分量。用来由测量值即数据分量重建图像的重建方法优选为迭代重建方法，其中将要重建的图像投影到超平面上。超平面由每个像素对特定X射线衰减的贡献总和、射线总量来确定。将需要校正的图像投影到第一超平面上，并计算每个像素的衰减值的修正量。由对于特定X射线路径的目标13的衰减值与基于要校正的图像的相同X射线路径的计算的射线总量之间的差值给出修正量。然后将这个差值归一化到X射线路径穿过的像素数量上，并且被加到后续的估计上。继续进行迭代方法，直到当前图像的投影与目标13的投影之间的差值降到某一特定值之下。基本上，该算法将要校正的初始图像逐射线地投影到投影平面上，并将这个投影与目标13的投影相比较。为了定义新的图像，将基于这个差值的修正量反投影，并重复迭代过程-即计算后续的迭代步骤。用于迭代重建方法的算法可以包括代数重建方法(ART)或联合代数重建方法(SART)。

例如，在R.Gordon等人的文章“Algebraic reconstructiontechniques(ART)for three-dimensional electron microscopy andx-ray photography”(J.Theor.Biol.Vol.29，pp471-481，1970)中描述了一种已结合到本说明书中的代数重建方法(ART)。例如，在R.H.Andersen等人的文章“Simultaneous algebraic reconstructiontechnique(SART)”(Ultrasonic Imaging，Vol.6，pp81-94，1994)中描述了已结合到本说明书中的SART方法。

ART的基本思想基于连续目标函数的离散表示I和由此的投影数据的计算。当计算机断层摄影装置的计算和测量的投影数据之间存在差值时离散表示I发生变化。

假设测量的投影数据p由X个视图p1...pX构成，从沿着探测器路径24、24’的螺旋状路径的某个特定点记录单个视图。

迭代步骤由两个运算构成：

1.对于给定视图n(k)，计算来自估计图像I_k的投影数据p’并与测量数据P_n(k)相比较。(投影)

p′＝P_n(k)I_k                               (1)

P_n(k)表示用于视图n(k)的投影算子。

2.估计的图像被更新作为测量和计算的投影之间的观测差值的函数，这形成了新的估计值I_k+1。(反投影)

I_k+1＝I_k+λ_n(k)·B_n(k)(P_n(k)-p′)          (2)

B_n(k)表示用于视图n(k)的反投影算子。

值n表示计算来自不同视图的投影数据的次序，形式为λ表示控制观测差值的哪个分量将要被反投影以获得当前图像的加权因数。

由于ART中的迭代步骤包括一对投影和反投影，因此为了同时使用不同的投影，对代数重建方法(ART)进行修改。这产生了能够用于这种情况的联合代数重建方法(SART)。

在SART中，在每个迭代步骤中同时或同步计算M投影/反投影，形式为

1.对于全部j∈[0，...，M-1]，由估计的图像I_k计算投影数据P’_j并将其与测量的数据P_n(k+j)相比较。(投影)

P′_j＝P_n(k+j)I_k  _j∈[0，...，M-1]            (3)

假设

Δ_j＝λ_n(k+j)(P_n(k+j)-P′_j)                    (4)

2.估计的图像被更新作为测量和计算的投影之间的观测差值的函数，这形成了新的估计值I_k+M。(反投影)

$>>>I>>k>+>M>>>=>>I>k>>+>>1>M>>·>>\Sigma >>j>=>0>>>M>->1>\; >>B>>n>>(>k>+>j>)>>>>>\Delta >j>>->->->>(>5>)>>>s>$

反投影步骤中的因数1/M源自这一事实-即沿着探测器路径24、24’从不同角度记录的不同视图有时包括关于目标13的相同信息。

最后，下面将给出在计算机单元10中用下面的公式实现的迭代图像重建的实例。

I(k+1)＝I(k)+λ_kκ_n(k)B_n(k)(P_n(k)-P_n(k)I(k))   (6)

项I(k+1)表示如上所述的改进图像-即在增加了由加权因数λ和κ组成的校正项时从当前的图像I(k)所获得的反投影，其中κ_n(k)仅在这里使用的公式(6)中出现而不在公式(2)中出现。加权因数λ在公式(6)中是常数。加权因数特别取决于射束源20与探测器设备16的距离以及X射线从射束源20穿过目标13到达探测器设备16后的衰减。加权因数κ_n(k)还表示数据分量的加权，即分别分配给完全探测器路径24的数据和不完全探测器路径24’的数据的权重。值p表示由探测器设备16从射束源20的不同位置获得的投影数据，值p的系数n表示射束源20沿着探测器路径24、24’的各个位置。值B表示具有用于射束源20的每个位置或视图的系数n(k)的反投影算子。上述公式中的初始值I(k)通过估计被确定。

上述过程避免了在选通的情况下由于不完全记录所引起的图像伪象。令人惊讶地是，当图像重建除了使用从选通内获得的记录数据，即不完全探测器路径24’的数据，还使用选通之外获得的记录数据，即完全探测器路径24的数据时，没有引入图像伪象。因此，在图像伪象方面，与使用完全数据分量的方法和使用部分数据分量的方法相比，改善了在计算机断层摄影装置中重建的目标13的图像。