專利名稱：計算機層析成像方法
技術領域：
本發(fā)明涉及計算機層析成像方法，其中波束源被使用來生成圓錐波束，該圓錐波束經(jīng)過掃描區(qū)域或位于其中的目標，而同時在一方面是波束源與另一方面是掃描區(qū)域或目標之間發(fā)生環(huán)形(circular)相對運動，該環(huán)形相對運動包括圍繞旋轉(zhuǎn)軸的旋轉(zhuǎn)。本發(fā)明還涉及適用于實行這種計算機層析成像方法的計算機層析成像，以及還涉及用于控制這樣的計算機層析成像的計算機程序。
在這種本技術領域中簡稱為“環(huán)形圓錐波束CT”的方法中的環(huán)形相對運動期間，二維或多行探測器單元獲取測量值，該測量值取決于在掃描區(qū)域的另一側(cè)的波束的強度，即，取決于在掃描區(qū)域中輻射的衰減。從這些測量值有可能重建在三維掃描區(qū)域中輻射的衰減的空間分布-此后簡稱為CT圖像，即，目標函數(shù)。然而，不管重建是藉助于例如濾波反向投影那樣的分析方法，還是藉助于本發(fā)明所涉及的迭代方法來實行，除了在環(huán)形相對運動的平面中外，完全精確的重建是不可能的。
在這樣的迭代重建方法中，把測量值與從用作重建的初始基礎的近似圖像計算的投影值進行比較。該比較然后給出近似圖像的校正。被校正的近似圖像被用作為下一個迭代循環(huán)的基礎，這是通過隨后從它計算投影值，并把它們與測量值進行比較來進行的，這導致用于另一個迭代循環(huán)的另外的近似圖像等等。因為在環(huán)形相對運動的平面之外的目標輪廓是未知的，所以以一個角度行進到所述平面的射線的所有投影值都受到誤差的影響，這可以在以這種方式重建的CT圖像上造成或強或弱的人工產(chǎn)物。這些人工產(chǎn)物在要被成像的圖像細節(jié)更遠離相對運動的平面時相稱地(commensurately)更顯著。
本發(fā)明的目的是提供一種方法，用于在前言中提到的那種方法中來迭代地重建CT圖像，這導致較少的人工產(chǎn)物，即改進的圖像質(zhì)量。
這個目的是按照本發(fā)明、通過具有以下步驟的計算機層析成像方法達到的a)在一方面是波束源與另一方面是掃描區(qū)域或位于其中的目標之間的螺旋相對運動期間，使用波束源來生成經(jīng)過該掃描區(qū)域或目標的圓錐波束，該螺旋相對運動包括圍繞旋轉(zhuǎn)軸的旋轉(zhuǎn)和平行于旋轉(zhuǎn)軸的位移，b)在該相對運動期間使用探測器單元獲取第一組測量值，該測量值取決于在掃描區(qū)域的另一側(cè)處波束的強度，c)從第一組測量值來重建第一CT圖像，d)在螺旋相對運動期間波束已越過(cross)的掃描區(qū)域的位置處，結(jié)合在波束源與該掃描區(qū)域或位于其中的目標之間的環(huán)形相對運動，使用波束源來生成經(jīng)過該掃描區(qū)域或目標的圓錐波束，e)在環(huán)形相對運動期間使用探測器單元獲取第二組測量值，f)從第二組測量值迭代地重建第二CT圖像，在每次迭代循環(huán)中的近似圖像是通過比較從近似圖像計算的投影值與測量值而被校正的，而第一近似圖像是從第一CT圖像導出的。
所以，在本發(fā)明中，一組測量值不僅僅在環(huán)形相對運動期間獲取，而且也在包括圍繞旋轉(zhuǎn)軸的旋轉(zhuǎn)和沿旋轉(zhuǎn)軸方向的位移的在前螺旋相對運動期間獲取。從在螺旋相對運動期間獲取的該組測量值，有可能重建第一CT圖像，從該第一CT圖像可以導出用于迭代重建方法的第一近似圖像。這給出迭代重建圖像的實質(zhì)上更好的圖像質(zhì)量，即使是在被用作為基礎的第一CT圖像受到噪聲很大影響的情形下。
在這里，應當指出，已從美國-A6,480,561知道在CT掃描之前結(jié)合螺旋相對運動而獲取第一組測量值。由此導出的(三維)CT圖像被使用來計算相應于傳統(tǒng)上先于CT掃描的所謂的“導引掃描”的(二維)投影圖像，在此期間波束源與目標沿旋轉(zhuǎn)軸方向互相相對移位而沒有旋轉(zhuǎn)，以及它可被使用來確立用于實際的CT掃描的掃描區(qū)域。
如在權利要求2中要求的實施例具有的優(yōu)點是在螺旋相對運動期間的在前獲取僅僅要求掃描區(qū)域中相對較小的劑量增加，這在醫(yī)學應用中是特別重要的。例如，在螺旋相對運動期間的劑量至少是環(huán)形相對運動期間的劑量的1/10，優(yōu)選地，是1/100到1/1000。
如在權利要求3中要求的實施例減小第一近似圖像中的噪聲(這特別會在第一組測量值以非常低的劑量被獲取時遇到)，這導致圖像質(zhì)量進一步的提高。
如在權利要求4中要求的實施例對于心臟的CT掃描是特別重要的，因為在這種情形下，在一個環(huán)行(circuit)期間獲取的大部分測量值不能被使用于重建，因為該獲取是在心跳運動相對較強的階段期間進行的。
權利要求5描述用于實行按照本發(fā)明的方法的計算機層析成像，以及權利要求6描述用于控制如權利要求5中要求的計算機層析成像的計算機程序。
通過參照此后描述的實施例將明白和闡明本發(fā)明的這些和其它方面。
在圖上

圖1顯示通過其可以實行按照本發(fā)明的方法的計算機層析成像，圖2顯示按照本發(fā)明的方法的流程圖，以及圖3顯示在環(huán)形相對運動期間被輻射的掃描區(qū)域的多個部分。
圖1所表示的計算機層析成像包括機架(gantry)1，其可以圍繞旋轉(zhuǎn)軸14旋轉(zhuǎn)，該旋轉(zhuǎn)軸沿平行于圖1所表示的x，y，z坐標系的z方向延伸。為此，機架1由電動機2以優(yōu)選地恒定的、但可調(diào)節(jié)的角速度驅(qū)動。波束源S，例如X射線發(fā)射器，被固定在機架上。它配備有準直器裝置3，該準直器裝置從由波束源S生成的輻射提取一個圓錐波束4，即，在z方向上和在與其垂直的方向上(即，在垂直于旋轉(zhuǎn)軸的平面中)具有非零的有限范圍的波束。
波束4經(jīng)過掃描區(qū)域13，在掃描區(qū)域中可以有目標，例如在病人支撐臺上的病人(二者都沒有詳細地表示出)。掃描區(qū)域13具有圓柱的形狀。在經(jīng)過掃描區(qū)域13后，X射線波束4撞擊一個二維探測器單元16，其被固定在機架1上且包括多個探測器行，分別具有大量的探測器元件。探測器行位于垂直于旋轉(zhuǎn)軸的平面上，優(yōu)選地在圍繞波束源S的圓弧上；然而，它們也可以有不同的形狀，例如，描繪一個圍繞旋轉(zhuǎn)軸14的圓弧，或者也可以是在直線上。被波束4撞擊的每個探測器元件傳遞在波束源的每個位置處對于波束4的射線的測量值。
在這種情形下，用αmax表示的波束4的孔徑角(孔徑角被定義為由在垂直于旋轉(zhuǎn)軸14的平面上波束4的邊緣處的射線與由波束源S和旋轉(zhuǎn)軸14規(guī)定的平面所成的角度)確定在獲取測量值期間要被掃描的目標所處的目標圓柱的直徑。掃描區(qū)域13-或目標或病人支撐臺-可以藉助于電動機5平行于旋轉(zhuǎn)軸14，即z軸，移動。然而，等同地，機架也可以沿這個方向移動。
如果電動機5和2同時運轉(zhuǎn)，則波束源S和探測器單元16描繪一個相對于掃描區(qū)域13的螺旋跡線。然而，如果用于沿z方向前進的電動機5是靜止的而電動機2使得機架旋轉(zhuǎn)，則得到用于波束源S和探測器單元16的相對于掃描區(qū)域13的環(huán)形跡線或相對運動。
由探測器單元16獲取的測量值被傳遞到圖像處理計算機10，它從測量值重建CT圖像，即，在掃描區(qū)域13的一部分中的吸收分布，且例如在監(jiān)視器11上顯示它。兩個電動機2和5、圖像處理計算機10、波束源S、和測量值從探測器單元16到圖像處理計算機10的傳送，由控制單元7控制。
圖2顯示可以用按照圖1的計算機層析成像實行的測量和重建方法的規(guī)程。
在方塊100中初始化后，電動機2和5以及波束源S被接通。由兩個電動機2和5進行的驅(qū)動導致波束源相對于旋轉(zhuǎn)軸14進行螺旋運動，由波束源發(fā)射的波束4經(jīng)過掃描區(qū)域13，并由探測器單元16探測。在這種情況下的劑量是在隨后的環(huán)形相對運動期間生成的劑量的千分之一到百分之一之間，這樣，在螺旋相對運動期間的輻射曝光對于醫(yī)療掃描而言是相當小的。
然后從探測器信號導出第一組測量值M1，其相應于在掃描區(qū)域中輻射的衰減沿從波束源到各個探測器元件的射線的線積分。
在步驟102，從第一組測量值重建代表在掃描區(qū)域中衰減的空間分布的第一CT圖像If(x，y，z)。因為在掃描區(qū)域中的體素(voxel)是在螺旋相對運動期間從至少180°的角度范圍照射，每個體素的第一和最后的射線來自相反方向，所以這里精確的重建在原理上是可能的。然而，因為由于低劑量造成低信號/噪聲比，所以僅僅得到有限的圖像質(zhì)量。
在步驟103，從第一CT圖像If(x，y，z)導出代表第一CT圖像在例如yz平面上的投影的圖像P1(x，y，z)。然后，藉助于投影圖像，有可能-由用戶或按照預定的準則自動地-確立在隨后的CT掃描期間哪個區(qū)域應當通過環(huán)形相對運動被照射。這在圖3上表示出，其中由線L1和L2表示的、垂直于旋轉(zhuǎn)軸14的平面代表界限，在該界限內(nèi)掃描區(qū)域13由第一CT圖像If(x，y，z)成像。這個選擇在圖2上由從方塊103到還尚待說明的方塊104與105的虛線表示。
在已確立打算要由波束源的隨后環(huán)形相對運動成像由第一CT圖像成像的區(qū)域的哪個部分后，在步驟104，從第一CT圖像If導出包括所有這樣的體素的圖像I1(x，y，z)，即輻射在隨后的環(huán)形相對運動期間將撞擊所述體素。這是相對于旋轉(zhuǎn)軸的一個軸對稱區(qū)域，在圖3上由從波束源位置S1和S2發(fā)射的兩個波束41，42表現(xiàn)。如果在步驟102在第一CT圖像重建期間還沒有進行低通濾波或平滑，則必須在步驟104實行低通濾波或平滑，以使得進一步的圖像處理不受第一CT圖像中包含的噪聲擾動。
在步驟105，僅僅接通電動機2，而電動機5是靜止的，以使得波束源描繪一個在步驟103所確立的位置處的相對于旋轉(zhuǎn)軸的環(huán)形路徑。波束源S同時被接通，波束4中的劑量大大地高于在前的螺旋掃描期間的劑量。然后由探測器16的探測器元件接收的探測器信號被取對數(shù)，這樣，獲取了第二組測量值M2(，α，γ)，每個測量值相應于沿從波束源到探測器元件的射線的衰減的線積分。這些測量值取決于波束源相對于旋轉(zhuǎn)軸14的位置，取決于扇形角α(這是在與測量值有關的射線與對旋轉(zhuǎn)軸14的垂線之間所成的角度)，以及取決于圓錐角γ(這是在包含旋轉(zhuǎn)軸與對旋轉(zhuǎn)軸的垂線的平面上射線之間所成的角度)。
在步驟105由此獲取第二組測量值后，實行一個迭代重建方法，以便重建第二CT圖像，該迭代重建方法包括具有方塊106到110代表的處理步驟的多次迭代循環(huán)。
在步驟106，對于在方向和位置方面與在步驟105對于其獲取測量值M2(，α，γ)的射線一致的射線，計算基于近似圖像的投影值Pi(，α，γ)。在這個迭代方法中第一近似圖像是在步驟104生成的圖像I1(x，y，z)。如果這個近似圖像完全復現(xiàn)了在掃描區(qū)域中的衰減分布以及如果測量值M2(，α，γ)不受誤差影響，則每個投影值(通過對近似圖像中由同一條射線經(jīng)過的那些體素的衰減值求和而得到的)應當匹配沿同一條射線測量的測量值。然而，這個條件實際上不滿足，這樣，出現(xiàn)了矛盾。
所以，對于一條射線，在步驟107，按照以下關系式形成測量值M2(，α，γ)與屬于同一條射線的投影值Pi(，α，γ)的差值D＝M2(，α，γ)-Pi(，α，γ)(1)這對于在波束源的同一個位置中計算的所有射線重復進行。然后可以通過使用這樣形成的差值來校正近似圖像。
為此，在步驟108，按照以下關系式對于射線上的每個體素j重新計算衰減值μi(j)＝μi-1(j)+λ·d·sj(2)其中μi-1和μi(j)是對于體素j的以前的和新的衰減值，λ(＜1)是控制該方法的收斂的參數(shù)，sj是在體素j內(nèi)的射線的長度，以及d相應于差值D與射線上各個體素內(nèi)射線的長度(sj)的平方和的比值。這對于在波束源的同一個位置處獲取的所有射線重復進行，這樣，所有體素的衰減值在步驟108結(jié)束時已被重新計算。
在步驟109進行有關具體準則是否被滿足的檢驗。這個準則可以是在投影值與測量值之間的足夠匹配，或特定數(shù)目的迭代循環(huán)的執(zhí)行，即迭代方法的特定的持續(xù)時間。然而，如果用戶例如因為圖像質(zhì)量是足夠的而終結(jié)迭代，則終結(jié)準則也可以被滿足。
如果終結(jié)準則還沒有被滿足，則在步驟110(方塊110)把計數(shù)下標i增加1，并且接著在方塊106計算新的投影Pi(，α，γ)-但這次是根據(jù)在步驟108重新計算的衰減值μi。這在步驟107中跟隨以投影值與測量值的新的比較-但是是對于與以前的迭代循環(huán)中不同的波束源的位置，并且在步驟108，重新計算衰減值作為差值的函數(shù)。
如果在步驟109達到終結(jié)準則，則方法結(jié)束111。在方塊108匯編的最后近似圖像因此代表第二CT圖像，它可以以適當?shù)姆绞奖伙@現(xiàn)。與用分析重建方法或其它迭代重建方法相比，圖像質(zhì)量得到很大的改進。
以上描述的迭代方法在本技術領域中被稱為ART方法(ART＝代數(shù)重建技術)。為了重建第二CT圖像，代替這個迭代方法，也可以采用另一個迭代方法，例如在本技術領域中被稱為“最大或然率-期望最大”(ML-EM)方法的方法。在這個方法中，僅僅需要修改步驟107和108。在步驟107代替測量值與投影值的差值，應當形成這些值的比值，以及在步驟108，衰減值應當被校正為這些比值的函數(shù)。
在步驟105，可以對于在環(huán)形路徑上波束源的多個環(huán)行而獲取測量值M2(，α，γ)。心臟的CT掃描是這樣的獲取的一個應用，在這種情形下，僅僅在兩次心臟活動之間的心臟休息階段獲取的測量值可被利用于重建。波束源的環(huán)行時間，例如0.4秒，并不短得足以獲取在心臟的休息階段的測量值。在這種情形下，還應當在以后的環(huán)行中和在隨后的心臟活動的休息階段中獲取測量值，以便得到一組完全的測量值。
在多個環(huán)行中獲取的測量值的另一個可能應用是緩慢改變的目標的連續(xù)表示(CT熒光屏檢查)。在每個環(huán)行中重建一組測量值，通過它分別有可能重建代表在特定運動階段時的目標的CT圖像。從第一CT圖像導出的圖像被用作為在用于所有這些CT圖像的迭代重建過程中的第一近似圖像。
在圖1上表示的示范性實施例中，波束源以環(huán)形相對運動圍繞旋轉(zhuǎn)軸旋轉(zhuǎn)。然而為了掃描目標，仍然有可能使波束源不移動而使目標圍繞旋轉(zhuǎn)軸旋轉(zhuǎn)。本發(fā)明也可以被利用于電子束計算機層析成像，其中是在包圍掃描區(qū)域的環(huán)上生成輻射，該掃描區(qū)域由電子偏轉(zhuǎn)的電子束撞擊。在這種情形下，電子束撞擊環(huán)的焦點在本發(fā)明的上下文中應當被看作為波束源。
權利要求
1.一種計算機層析成像方法，具有以下步驟a)在一方面是波束源與另一方面是掃描區(qū)域或位于其中的目標之間的螺旋相對運動期間，使用波束源來生成經(jīng)過該掃描區(qū)域或目標的圓錐波束，該螺旋相對運動包括圍繞旋轉(zhuǎn)軸的旋轉(zhuǎn)和平行于旋轉(zhuǎn)軸的位移，b)在該相對運動期間使用探測器單元獲取第一組測量值，該測量值取決于在掃描區(qū)域的另一側(cè)處波束的強度，c)從該第一組測量值重建第一CT圖像，d)在螺旋相對運動期間波束已越過的掃描區(qū)域的位置處，結(jié)合在波束源與掃描區(qū)域或目標之間的環(huán)形相對運動，使用波束源來生成經(jīng)過該掃描區(qū)域或目標的圓錐波束，e)在環(huán)形相對運動期間使用探測器單元來獲取第二組測量值，f)從第二組測量值迭代地重建第二CT圖像，在每次迭代循環(huán)中的近似圖像是通過比較從近似圖像計算的投影值與測量值而被校正的，而第一近似圖像是從第一CT圖像導出的。
2.如在權利要求1中要求的計算機層析成像方法，其中在螺旋相對運動期間由波束源發(fā)射的波束中的劑量大大地小于在環(huán)形相對運動期間的劑量。
3.如在權利要求1中要求的計算機層析成像方法，其中第一近似圖像的空間分辨率通過低通濾波或平滑方法被減小。
4.如在權利要求1中要求的計算機層析成像方法，其中環(huán)形相對運動包括多次環(huán)行。
5.一種用于實行如在權利要求1中要求的方法的計算機層析成像，具有-波束源，用于生成經(jīng)過掃描區(qū)域或位于其中的目標的圓錐波束，-探測器單元，被耦合到該波束源，-驅(qū)動裝置，用于使得被包含在該掃描區(qū)域中的目標與波束源互相相對地圍繞旋轉(zhuǎn)軸旋轉(zhuǎn)和/或互相相對地平行于旋轉(zhuǎn)軸移動，-重建單元，用于從探測器單元獲取的測量值來重建在掃描區(qū)域內(nèi)的吸收的空間分布，以及-控制單元，用于按照以下步驟控制波束源、探測器單元、驅(qū)動裝置、和重建單元a)在一方面是波束源與另一方面是掃描區(qū)域或位于其中的目標之間的螺旋相對運動期間，使用波束源來生成經(jīng)過該掃描區(qū)域或目標的圓錐波束，該螺旋相對運動包括圍繞旋轉(zhuǎn)軸的旋轉(zhuǎn)和平行于該旋轉(zhuǎn)軸的位移，b)在該相對運動期間使用該探測器單元來獲取第一組測量值，該測量值取決于在掃描區(qū)域的另一側(cè)處波束的強度，c)從第一組測量值重建第一CT圖像，d)在螺旋相對運動期間波束已越過的掃描區(qū)域的位置處，結(jié)合在波束源與掃描區(qū)域或目標之間的環(huán)形相對運動，而使用波束源來生成經(jīng)過該掃描區(qū)域或目標的圓錐波束，e)在環(huán)形相對運動期間使用探測器單元來獲取第二組測量值，f)從第二組測量值迭代地重建第二CT圖像，在每次迭代循環(huán)中的近似圖像是通過比較從近似圖像計算的投影值與測量值而被校正的，而第一近似圖像是從第一CT圖像導出的。
6.一種用于計算機層析成像的控制單元的計算機程序，該控制單元用于按照以下規(guī)程控制波束源、探測器單元、驅(qū)動裝置、和重建單元以實行如在權利要求1中要求的方法a)在一方面是波束源與另一方面是掃描區(qū)域或位于其中的目標之間的螺旋相對運動期間，使用波束源來生成經(jīng)過該掃描區(qū)域或目標的圓錐波束，該螺旋相對運動包括圍繞旋轉(zhuǎn)軸的旋轉(zhuǎn)和平行于旋轉(zhuǎn)軸的位移，b)在該相對運動期間使用探測器單元來獲取第一組測量值，該測量值取決于在掃描區(qū)域的另一側(cè)處波束的強度，c)從第一組測量值重建第一CT圖像，d)在螺旋相對運動期間波束已越過的掃描區(qū)域的位置處，結(jié)合在波束源與該掃描區(qū)域或目標之間的環(huán)形相對運動，使用波束源來生成經(jīng)過該掃描區(qū)域或目標的圓錐波束，e)在環(huán)形相對運動期間使用探測器單元來獲取第二組測量值，f)從該第二組測量值迭代地重建第二CT圖像，在每次迭代循環(huán)中的近似圖像是通過比較從近似圖像計算的投影值與測量值而被校正的，而第一近似圖像是從該第一CT圖像導出的。
全文摘要
本發(fā)明涉及具有在波束源之間的環(huán)形相對運動的計算機層析成像方法和適用于它的迭代重建方法。通過從一個CT圖像導出第一近似圖像，該CT圖像由螺旋相對運動期間的在先獲取而得出，重建方法得到很大的改進。
文檔編號A61B6/00GK101039623SQ200580035065
公開日2007年9月19日 申請日期2005年10月6日 優(yōu)先權日2004年10月15日
發(fā)明者T·科哈勒, A·齊格勒 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司