Ct成像方法和系统的制作方法

专利名称：Ct成像方法和系统的制作方法
技术领域：
本发明通常涉及CT成像领域，更具体的涉及一种用于成像动态内部组织的分布式源构造。具体地，本发明涉及一种基于插值的重建技术，该技术利用所述源构造实现动态内部组织全视场成像。
背景技术：
计算机断层摄影(CT)成像系统测量从环绕患者的许多角度位置穿过患者的X射线束的衰减。基于这些测量，计算机能够重建导致辐射衰减的患者身体部分的线性衰减系数的图像。正如那些本领域的技术人员将意识到的，这些图像是以对透射的X射线强度的一系列角度移动的图像的独立检查为基础的。CT系统处理X射线强度数据以便在环绕对象的多个视角位置产生被扫描对象的线性衰减系数的线积分的二维(2D)映射，表示为投影数据。然后重建这些数据以便产生一个或更多的图像，所述图像通常在显示器上显示出，并且可以打印或在胶片上复制。也可以通过CT检查产生虚拟三维(3D)图像。
CT扫描器通过从X射线源投射扇形或锥形X射线束进行操作。可将X射线束准直以便控制射束的形状和展宽。当X射线束穿过例如患者的待成像对象时X射线束被衰减。通过一组探测器元件检测所述衰减的射束。每个探测器元件受X射线束衰减的影响产生信号，并处理该数据以便产生表示沿X射线路径的对象衰减系数的线积分的信号。这些信号通常称为“投影数据”或就称为“投影”。使用已知的重建技术，例如滤波背投影，可以用投影数据形成有用的图像。所述图像可依次相关联以便形成感兴趣区的体积再现。在医学环境里，可以从重建的图像或再现的体积中定位或识别感兴趣的病理或其他结构。
然而，当对动态内部组织进行成像时，例如心脏，CT成像技术存在某些挑战。例如，在心脏成像中，心脏的运动引起投影数据不一致，这会在重建之后导致各种与运动相关的图像伪影，例如模糊、拖尾或不连续。为了减少与运动相关的图像伪影的发生，可以采用多种技术提高成像系统的时间分辨率，由此降低运动组织的影响。一般通过减少CT台架的旋转时间来提高时间分辨率。通过这种方式，把与投影数据集的采集相关的时窗内发生的运动量减到最小。
通过选择重建算法可以进一步地提高时间分辨率。例如，分段重建算法，如半扫描重建算法，可用于重建过程。分段重建算法通常利用在180°加上X射线束扇角(β)的角度范围采集的投影数据重建图像。因为在台架旋转180°+β期间采集投影数据比在台架旋转360°期间采集需要更少的时间，从而提高了重建图像的时间分辨率。
通过利用多层探测器阵列在台架的多个旋转期间采集的投影数据，多扇区重建技术也可以提高重建图像的时间分辨率。用于重建的投影数据集合由在不同心动周期期间采集的两个或更多扇区的投影数据组成。所述扇区包括在台架旋转的短跨度(通常少于旋转的一半)期间采集的数据。因此，如果通过快速旋转台架来采集，扇区具有良好的时间分辨率，由此为在重建中使用的聚集的投影数据集提供良好的有效时间分辨率。
采用上述技术，第三代和第四代CT系统利用分段重建技术能够实现的时间分辨率大约为250ms。使用固定探测器环和沿固定目标环扫描电子束产生x射线的电子枪，第五代CT系统能够获得的时间分辨率大约为50ms或更小。但是，为了“冻结”心脏运动，需要大约为20ms的时间分辨率使重建的图像中与运动相关的伪影降为最小。虽然这种第五代系统能够更快地扫描，但是它们受制于非共面探测器和源构造。源和探测器不旋转意味着在扫描的一些角度子集探测器被源遮蔽(或反之亦然)。结果，这种系统不能完整地采集数据，并因此具有图像伪影。对于第三代CT系统，除了上述技术之外提高时间分辨率通常集中在进一步增加台架的旋转速度上。
但是，当台架的旋转速度增加时，台架部件所需的向心力也增加了。因此，增加的向心力和台架部件的容限包括对台架角速度增加的机械限制。另外，为了获得信噪比一致的图像质量，应当在扫描间隔内将高积分X射线通量传递给成像对象或患者。但是，获得用于更快台架旋转的高积分X射线通量需要增强瞬间X射线通量并且对X射线管的要求增加，尤其是管输出方面，对冷却X射线管的部件的要求也增加。因此机械和X射线通量这二个因素都阻碍充分增加台架旋转速度以便在CT重建中获得20ms或更好时间分辨率。因此需要一种用于获得高时间分辨率而不增加台架旋转速度的技术。
另外，还需要开发具有高空间和时间分辨率、良好的图像质量、和沿z轴(即CT扫描器的纵轴)有良好覆盖范围的CT扫描器。但是，现有系统通常采集被扫描患者或对象的有限范围的投影数据。因此，需要在一维或多维增加探测器的覆盖范围以便于从被扫描对象或受检者的整个部分测量投影数据。例如，通过增加探测器内探测器元件的排数提高探测器的纵轴覆盖范围。这种方法导致具有更大探测器的CT系统的开发。但是，由于各种原因，更大的探测器可能是不可取的。例如，作为一个可能的方面，更大的探测器和相关联的采集电子装置都更昂贵和更难制造。另外，负责支撑和/或旋转更大探测器的机械子系统也需要更大和更复杂和/或要承受更大的机械压力。另外，大探测器与增加的锥角相关联，该锥角为源与探测器纵向边缘之间的角度。源与探测器边界之间的锥角增加又与重建图像中的锥形束伪影增加相关联，取决于数据采集协议和重建算法的选择。当锥角增加超过一定的限度时，轴向扫描或步进-发射扫描的图像质量的退化变严重。由于上述原因，简单地通过增加探测器覆盖范围，即探测器的大小，来增加扫描覆盖范围不是一种充分或彻底的解决方案。
因此，需要一种利用标准或更小的探测器获得高空间分辨率和高时间分辨率、良好图像质量、和良好覆盖范围的技术。另外，还需要开发一种获得高时间分辨率而基本上不增加台架旋转速度的技术。

发明内容
本发明的实施例解决了这些和其他需要。在一个实施例中，提供了一种计算机断层摄影(CT)成像方法，所述方法包括以相当慢的速度围绕感兴趣的体积旋转台架。所述台架包括X射线源点的组合。所述X射线源点包括一个或更多不连续的发射点和弧形排列的不连续或连续X射线源点。所述方法还包括从所述X射线源点的组合获取投影数据和基于从所述X射线源点的组合获取的投影数据执行适合的重建，以便产生一个或更多重建的图像。
在另一个实施例中，提供了一种计算机断层摄影(CT)成像方法。所述方法包括以相当慢的速度围绕感兴趣的体积旋转台架。所述台架包括一个或更多不连续的发射点和弧形排列的不连续或连续的X射线源点。所述方法进一步包括获取第一投影数据集和第二投影数据集。所述第一投影数据集包括多个投影，并通过在围绕所述感兴趣体积的多个角度位置一个一个单独地激活所述一个或更多不连续的发射点来获取。第二投影数据集包括在多个视角位置获取多个投影，并通过激活弧形排列的不连续或连续X射线源点发射照射中心感兴趣区的X射线束来获取。然后，所述方法包括对包含所述第二投影数据集的多个投影进行插值以便产生一组时间分辨的、插值的投影。每个插值的投影表征在特定时刻来自所述中心感兴趣区的投影数据。最后，该方法包括组合所述第一投影数据集和所述插值的投影集以便产生一个或更多时间分辨的重建图像。
在另一个实施例中，提供了一种计算机断层摄影(CT)成像系统。所述系统包括构造成以相当慢的速度围绕感兴趣体积旋转的台架。所述台架包括一个或更多不连续的发射点和弧形排列的不连续或连续X射线源点。所述一个或更多不连续的发射点设置成在围绕所述感兴趣体积的多个角度位置一个一个单独地发射辐射束并且所述弧形排列的不连续或连续X射线源点设置成发射照射中心感兴趣区的辐射束。所述系统进一步包括探测器和计算机。所述探测器构造成探测来自所述一个或更多不连续的发射点和弧形排列的不连续或连续X射线源点的辐射束，和响应于所述辐射束产生一个或更多个信号。所述计算机构造成接收和处理来自所述探测器的一个或更多信号以便产生投影数据和对所述投影数据执行适当的重建，从而产生一个或更多重建图像。


当参照附图阅读下面的详细说明后，将会更好地理解本发明的这些以及其他特点、方面和优点，在全部附图中同样的符号表示同样的部份，其中图1示意性示出了根据本发明技术一个方面的用于采集和处理图像数据的成像系统10；图2是根据本发明技术一个方面的图1中CT系统的物理实现的示意图；图3是根据本发明技术一个方面的用于采集投影数据的分布式源构造的示意图；图4是根据本发明技术另一个方面的用于采集投影数据的分布式源构造的示意图；和图5是根据本发明技术的一个方面显示示例性逻辑的流程图，包括用于产生投影数据和处理所述投影数据以生成一个或更多重建图像的示例性步骤。
具体实施例方式
图1示意性示出了根据本发明技术的一个方面用于采集和处理图像数据的成像系统10。在所示的实施例中，系统10是根据本发明技术的计算机断层摄影(CT)系统，该系统设计成采集X射线投影数据，将所述投影数据重建为图像和处理所述图像数据以用于显示和分析。虽然在医疗成像的环境中论述所述成像系统10，在此论述的技术和构造可以应用在其他非侵入CT成像环境中，例如行李或包裹筛选。
在图1所示的实施例中，CT成像系统10包括与准直器14相邻安置的分布式X射线辐射源12。如在此所述的，CT成像系统10可以用多种方式构造以便提高空间和时间分辨率，从而提高图像质量，和/或提高纵向覆盖范围。同样，如在此所述的，采用不同的源12和探测器22构造以提高这些参数中的一个或更多。根据本发明技术的一个方面，分布式X射线辐射源12包括一个或更多不连续的(即单独的)发射点。例如，传统的X射线管可以等同于单个发射点。或者，例如任何具有利用场致发射的电子发射体的固态X射线源的X射线源，或者利用热电子发射体的X射线源可包括多个发射点。适合的电子发射体的例子包括钨灯丝、钨盘、场致发射体、热场致发射体、储备式阴极、热电子阴极、光发射体、和铁电阴极。这种固态或热电子X射线源可以构造成使各个发射点形成弧形或固定环形。同样，如在此所述的，根据本发明技术的另一个方面，X射线辐射源12也包括弧形排列的X射线源点，所述弧形包括一个或更多可寻址的X射线焦点。同样应当说明的是，本发明申请中所提及的一个或更多不连续的X射线源和弧形排列的不连续或连续的X射线源点可以或者构造成位于一个平面内或者沿扫描器的纵轴分布。以这种方式，能够减少或消除重建图像中的锥形束伪影。
虽然本说明书讨论X射线源12的旋转，就像在传统的第三代CT系统中发生的一样，但是本领域的普通技术人员能够意识到对X射线源12旋转的讨论也包括功能上的等效。例如，由于固态X射线源12构造为环形，由X射线源12构成的发射点可以不机械地围绕视场旋转。取而代之的是，以顺序的方式激活布置在环形内的发射点有效地等同于旋转X射线源12。因此，在将X射线源12或发射点描述为旋转的地方，应当理解这种旋转可以由源12或者源12的元件物理旋转产生或者由功能上的等效产生。此外，包含多个X射线发射点的单个环包括所述一个或更多不连续的X射线源和所述弧形排列的不连续或连续X射线源点。
参照图1，准直器14允许辐射束16进入放置例如患者的对象18的区域。辐射束通常为锥形的，这取决于探测器阵列的构造和所需要的数据采集方法。一部分辐射线20穿过或绕过对象并照射探测器阵列，所述探测器阵列通常用参考数字22表示。该阵列的探测器元件产生表示入射X射线束强度的电信号。采集和处理这些信号以便重建对象内特征的图像。探测器22可以是线性探测器阵列或二维面探测器。
源12由系统控制器24控制，该控制器为CT检查序列提供电能、焦点位置、和控制信号。而且，探测器22连接到系统控制器24，该控制器命令采集探测器22内产生的信号。系统控制器24也可以执行多种信号处理和滤波功能，例如动态范围的初始调节、数字图像数据的交替存取等等。通常，系统控制器24命令成像系统的操作以便执行检查协议和处理采集的数据。在本文中，系统控制器24还包括通常基于通用或专用数字计算机的信号处理电路、用于存储计算机执行的程序和例行程序以及配置参数和图像数据的相关存储电路、接口电路等等。
在图1所示的实施例中，系统控制器24连接到线性定位子系统26和旋转子系统28。旋转子系统28使得X射线源12、准直器14和探测器22能够围绕对象18旋转一圈或多圈。应当说明的是旋转子系统28可以包括台架。因此，系统控制器24可用于操作该台架。线性定位子系统26使得患者18，或更具体的指检查床，能够线性地移动。因此，检查床能够线性地在台架内运动以便产生患者18特定区域的图像。可选择的，在用于安检目的的包裹或行李的检查中，线性定位子系统可以是传送带。
另外，正如本领域技术人员将意识到的，辐射源可以由设置在系统控制器24之内的X射线控制器30控制。具体地，X射线控制器30构造成能向X射线源12提供电能和定时信号。电机控制器32可以用于控制旋转子系统28和线性定位子系统26的运动。
另外，系统控制器24还可显示成包括数据采集系统34。在示例性实施例中，探测器22连接到系统控制器24，更具体的是连接到数据采集系统34。数据采集系统34接收由探测器22的读出电子装置所收集的数据。数据采集系统34通常从探测器22接收采样的数字或模拟信号并将这些数据转换为数字信号以由计算机36随后进行处理。
计算机36通常连接到系统控制器24。由数据采集系统34收集的数据可传送到计算机36以用于随后的处理和重建。计算机36包括或者与存储器38通信，所述存储器38能够存储计算机36处理后的数据或待由计算机36处理的数据。应当理解的是能够存储所需数据和/或代码量的任何类型的计算机可访问存储装置都可用于该示例性系统10。而且，存储器38可包括一个或更多的存储装置，例如类似或不同类型的磁或光学装置，其可以在系统10的本地或远处。存储器38可以存储数据、处理参数、和/或包括一个或多个用于执行在此描述的处理的例行程序的计算机程序。
计算机36还适于控制由系统控制器24激活的特征，例如，扫描操作和数据采集。另外，计算机36可构造成通过操作者工作站40从操作者接收命令和扫描参数，所述工作站40通常装备有键盘和其他输入装置(未示出)。因此操作者可通过输入装置控制系统10。因而，操作者可观察重建图像和来自计算机36的其他与系统有关的数据、启动成像等等。
连接到操作者工作站40的显示器42可用于观察重建的图像。另外，扫描的图像也可以用连接到操作者工作站40的打印机44打印。显示器42和打印机44也可以直接地或者通过操作者工作站40连接到计算机36。另外，操作者工作站40也可以连接到图片存档和通信系统(PACS)46。应当说明的是PACS 46可以连接到远程客户48，例如放射科信息系统(RIS)、医院信息系统(HIS)或连接到内部或外部网络，以使不同地点从其他人能够访问图像数据。
应当进一步说明的是计算机36和操作者工作站40可以连接其他输出装置，包括标准或专用计算机显示器和相关的处理电路。在该系统中可以链接一个或更多操作者工作站40，用于输出系统参数、请求检查、观察图像等等。通常地，该系统中提供的显示器、打印机、工作站、和类似设备可以在数据采集部件的本地，或在这些部件的远处，例如在研究机构或医院内的其他地方，或在完全不同的地点，通过一个或更多可配置的网络(例如互联网、虚拟个人网络等等)连接到图像采集系统。
包括X射线控制器30、电机控制器32、和数据采集系统34的系统控制器24可以是一个装置或者包括在其中的各个控制器可以是单独的装置。
参照图2，用于本实施例的示例性成像系统可以是CT扫描系统50。CT扫描系统50可以是体积CT(VCT)系统，该体积CT系统采用锥形束几何结构和面探测器来对感兴趣的体积(例如患者18的胸部区)成像。另外，如上所述，CT扫描系统50可以是改进的第三代CT成像系统，如同所描述的，或者是更新一代的CT成像系统。
图示的CT扫描系统50具有框架52和台架54，所述框架52和台架54有孔56，患者18可以移动通过所述孔56。患者床58可以定位在框架52和台架54的孔56之内，以便于例如通过线性定位子系统26线性移动床58来移动患者18(见图1)。根据本发明技术的独特方面，如下面将要更详细描述的，台架54包括一个或更多的不连续发射点和弧形排列的不连续或连续X射线源点。诸如通过执行交替激活方案，可协调地激活发射点以便在一个时刻只有一个发射点是激活的。以这种方式，当激活时，每一个发射点可以提供给定视场内的重建对象所需的投影数据的一个子集。然而，组合这些子集允许重建整个视场。另外，由于在一个时刻只采集一个与视场相关的投影数据的子集，减少了探测器22的面内(in-plane)程度。实际上，探测器22的面内程度可以减少到能够使用平板探测器的程度。弧形排列的不连续或连续X射线源点通常包括一个或更多个从一个或更多焦点62发射X射线辐射的X射线源。
根据本发明的技术，激活沿着台架54的所述一个或更多不连续发射点和所述弧形排列的不连续或连续X射线源点，向探测器阵列22投射X射线束。另外，根据本发明技术的示例性操作，和将在下面进行更详细的描述，所述一个或更多不连续发射点构造成在围绕感兴趣体积的多个角度位置单独发射辐射束，且所述弧形排列的不连续或连续X射线源点构造成发射照射中心感兴趣区的X射线束。
准直器14(见图1)，例如铅或钨光闸，通常限定从X射线源12发射的投影X射线的尺寸和形状。探测器22，例如VCT系统的面探测器，通常由多个探测器元件构成，所述探测器元件探测穿过和绕过感兴趣对象(例如心脏或胸部)的X射线。每个探测器元件在X射线束照射探测器的时间间隔期间产生表示该元件所在位置X射线束强度的电信号。台架54围绕感兴趣的受检者旋转以便计算机36收集多个射线摄影视图。
这样，当台架54和探测器22旋转时，探测器22收集与衰减的X射线束相对应的数据。然后预处理和校准从探测器22收集的数据以将该数据调整成表示被扫描对象的衰减系数的线积分。然后对处理过的数据(通常称为投影)进行滤波和背投影以便形成扫描区的图像。在某些模式里，形成的图像可以结合小于或大于360度的台架角旋转所需的投影数据。
在一个实施例中，一旦重建，则由图1和2的系统产生的图像就显示了患者18的胸部和心脏区。通常如图2所示，可以显示出图像64以便展示患者的特征，例如图2中参考数字66所示。在医学状况(例如疾病状态，更一般地，医学状况或事件)诊断的传统方法中，放射科医师或内科医师会考虑重建的图像64以辨别特有的感兴趣特征。这些特征66包括冠状动脉或感兴趣区的狭窄病变，和其它特征，基于单独的专业人员的技能和知识，这些特征在图像中是可辨别的。可以基于各种CAD算法的功能进行其它分析。
图3是根据本发明技术一个方面的用于采集投影数据的分布式源构造的示意图。如图3所示，台架54包括两个不连续的发射点，通常用参考数字70和72表示，和弧形排列的不连续或连续X射线源点，其由参考数字74表示。弧形排列的不连续或连续X射线源点74包括多个间隔大约为视角间隔的X射线源。在一个示例性实施例中，弧形排列的源点可包括七十个X射线源并且X射线源之间的视角间隔为0.3度。弧形排列的X射线源点74构造成在每个视角位置测量若干投影数据的采样。在本发明技术的一个实施例中，如下面将要详细描述的，不连续发射点70和72构造成在围绕感兴趣体积的多个角度位置单独地发射辐射束，弧形排列的不连续或连续X射线源点构造成发射照射中心感兴趣区78的X射线束。另外，感兴趣区的体积(即，图2所示的重建图像64)可包括在视场76之内。
再参照图3，发射点70和72可包括X射线管，包括利用场致发射、热电子发射、或被激活时从焦点产生X射线束的任何其它方式的电子发射体。发射点可围绕所需的视场76旋转，允许每个发射点从所需的视角位置发射辐射束16。当发射点70和72旋转时，可交替激活它们以便在指定的时间只有一个发射点发射X射线，或使每个探测器单元在任意指定的时间由不超过一个发射点照射。每个发射点可以构造成当激活时发射扇形辐射束，照射视场76的一部分。根据一个特殊的实施例，准直器14可用于限制扇形束以照射视场76的一部分。辐射束16在照射例如平板探测器的探测器22之前穿过视场76和视场76之内的任何致衰物质。对于发射点的每次激活，数据采集系统34(图1)读出由探测器22产生的信号，处理该信号以产生投影数据。当发射点围绕视场76旋转时，组合的或累积的采集投影数据包括来自整个视场76的必要的投影数据。如先前提及的，固定环形排列的X射线源点可包括不连续发射点和弧形排列的不连续或连续X射线源点，包括准直器以便将X射线束定向到视场76的适当区域。对于这个实施例，通过这样的方式单独地激活X射线源点采集必要的投影数据，以采集必要的投影数据。
正如本领域普通技术人员所意识到的，可在发射点70和72围绕视场76的旋转少于一整圈(即，360°)的情况下采集用于重建视场76的足够的投影数据。如图3所示，由于整个视场76没有被不连续发射点70和72中的一个所发射的扇形束包围，所以减小了探测器22的面内尺寸。例如，探测器22可具有相对小的面内程度，并且实际上，可以基本是平坦的，例如平板探测器。例如，对于中心感兴趣区78的半径80为10cm且视场76的半径82为25cm，探测器22可以是与同一视场和单个发射点相关联的相应探测器尺寸的百分之30或更小。减少了探测器22的面内程度允许使用更小、更便宜的探测器。对于体积采集，对更小的面内探测器的需求意味着平板探测器可适用于采集。
参照图3，能够看出由第一发射点70和第二发射点72发射的X射线不穿过与弧形排列的不连续或连续X射线源点74相同的视场76的区域。由于不连续发射点70和72与弧形排列的不连续或连续X射线源点74之间的这种区别，第一和第二发射点70、72不需要同等地操作，例如当对视场76的外围较少关心或不关心时。例如，如果需要，可以利用不连续发射点70和72采集较少的视图。另外，第一和第二发射点70和72的工作持续时间减少或占空比减小，或以相对于弧形排列的不连续或连续X射线源点74更低的强度工作。
同样地，如果不连续发射点70和72成像的外围区域不重要，不连续发射点70和72可具有比弧形排列的不连续或连续X射线源点74更低的性能特性，即更低的通量等。具体地，如果感兴趣区的外围可以接受更低的衰减、更低的分辨率、和/或更高的噪音，所需的不连续发射点70和72的通量可以更低。第一和第二发射点70，72的差别激活和/或更低通量的使用可以允许在感兴趣区中心和外围向患者18施加不同的剂量。以这种方式，患者18接收的剂量可根据情况定制。
虽然图3描述了包括两个发射点70和72的执行方式，本技术可扩展为多于两个发射点或者可选择只有一个发射点。例如，可以在X射线源内使用三个或更多的包括固态或热电子发射的X射线管，该X射线源包括三个或更多设置在台架54路径内的可寻址不连续发射点。包括不连续且可寻址的发射点的其它X射线源，也适于本发明的技术。
现在参照图4，示出了根据本发明技术另一个方面的用于采集投影数据的分布式源构造的示意图。如图4所示，视场76的一部分由单个发射点70覆盖。因此，在这种情况里，通过使发射点70围绕视场76旋转一整圈(即360°)，采集重建视场76的足够的投影数据。如先前提及的，可以用环形排列的固定分布的X射线源点来执行旋转成像方案。
现在同时参照图3和4，在本发明技术的示例性操作中，台架54围绕感兴趣的体积以相当慢的旋转速度旋转以便产生投影数据，随后处理该投影数据以便产生一个或更多的重建图像，这将在下面将更详细描述。如上所述，台架的路径包括一个或更多不连续发射点和弧形排列的不连续或连续X射线源点。在本发明技术的一个方面，不连续发射点70和72构造成对整个视场成像，且弧形排列的不连续或连续发射点74构造成对视场的动态部分成像。另外，根据这个方面，视场的动态部分包括患者18的中心感兴趣区78，其中该中心感兴趣区包括心脏。另外，根据这个方面，感兴趣的体积包括患者18的胸部区，台架的旋转时间为大约十五秒到大约二十秒，以便旋转必需的角度范围来采集需要的投影，旋转时间通常等于患者单次屏住呼吸的时间。由于胸部区假设成在心脏区之外是静止的，慢旋转允许在感兴趣的体积内适当地重建。应当意识到的是旋转速度可以根据成像的应用、视场要求、和不连续发射点以及弧形排列的连续或不连续发射点的构造而不同。为了减少旋转时间，源点弧的范围和探测器的范围以及数据采集系统的采样率必须增加。因此术语“慢旋转速度”意思是包括旋转速度比本领域当前状态慢的系统构造，但是考虑到临床可接受的患者屏住呼吸的长度和分布式X射线源与探测器的大小和范围，其又是适当的。
再参照图3，在本发明技术的候选实施方式中，不连续发射点70和72还可构造成在包围中心感兴趣区78的扇形内发射X射线。因此，不连续发射点还可用于获得包围含有中心感兴趣区78的动态视场的投影数据。
图5是显示根据本发明技术的一个方面的示例性逻辑的流程图，包括用于产生投影数据和处理所述投影数据以生成一个或更多重建图像的示例性步骤。参照图5，在步骤86中，通过在围绕感兴趣体积的多个角度位置单独地激活不连续发射点70和72获取第一投影数据集。如上所述，感兴趣的体积可包括在视场76之内。第一投影数据集包括多个投影。具体地，和如上所述，对于发射点的每一次激活，数据采集系统34(图1)读出探测器22产生的信号，处理该信号以产生第一投影数据集。
在步骤88里，通过激活弧形排列的不连续或连续X射线源点74，在多个视角位置获得包括多个投影的第二投影数据集。如上所述，弧形排列的X射线源点74构造成发射照射中心感兴趣区78的X射线束和对中心感兴趣区78成像。根据本发明技术的一个实施例，中心感兴趣区包括经历心动周期的心脏。
具体地，在每个视图位置，在心动周期的不同时刻采集包括第二投影数据集的多个投影。从弧形排列的源点74发射的辐射束16在照射例如平板探测器的探测器22之前穿过中心感兴趣区78和中心感兴趣区78内的任何致衰物质。数据采集系统34(图1)读出探测器22产生的信号，处理该信号以产生第二投影数据集。
应当意识到的是步骤86和88不必顺序地执行，且可以基本同时或以交叉的方式执行。
在步骤90，对包括第二投影数据集的多个投影进行插值以便产生一组时间分辨的插值的投影。每个插值的投影表征特定时刻的来自中心感兴趣区78的投影数据。如上所述，中心感兴趣区78包括具有心动周期的心脏。
根据本发明技术的一个实施例，在步骤90对多个投影进行插值包括使用一组相位数据和估计与所述多个投影相关的频率成分信息。投影数据的频率成分包括在探测器22的相应元件测量的信号中出现的关于心脏运动特性的先验信息。相位数据是指在采集投影数据期间心脏相位的定时并且可用于对投影数据进行插值。相位数据可包括与射线摄影同时采集的ECG信号。或者，相位数据可包括例如通过使用相容条件的技术从投影数据自身导出的伪ECG信号，以分析投影数据和/或比较投影数据的时刻。
利用相位数据和投影数据中关于频率成分的信息，使投影与心动周期中其相应的时间并且与其相应的台架54的角位置相关联。然后对投影数据进行插值，以便产生插值的投影。因为通过设计使二维投影适当地捕捉每个探测器元件处采集的信号中的频率成分，每个插值的投影正确地表征在各个视图位置、在心动周期的任意时刻的投影数据。通过这种方式，把在时间上不连续的点采集的投影转换为连续时间的表达，并且根据该连续时间的表达，可以把投影插值到心动周期的特定时刻。
可以用现有技术中已知的各种方法实现将不连续点转换为连续时间的表达。同样的，利用适合的插值算法从连续时间表达对数值的插值可以用各种方法实现。例如，Nyquist Theorem提供了如果获得了足够高的波形不连续采样率，则可以利用不连续时间采样产生连续时间表达。NyquistTheorem还提供了根据信号的连续时间表达可产生特定时刻的采样值。例如，如果运动是周期性的，则傅立叶时间序列是实现这个目的的适合的连续时间函数。可选择的，周期样条或其它连续时间函数可用于这种分解。
另外，插值处理提供一种减少投影数据中统计噪声的方法。例如，关于投影数据中与心脏周期运动相关的信息的频率成分的先验信息可用于频带限制投影数据中的频率成分。频带限制频率成分可帮助减少重建图像中的噪声，并可允许减少患者剂量而仍然获得合适的重建图像质量。
如上所述，每个插值的投影对应于相应视角位置处的心动周期的特定时刻。因此可以重建对应于心动周期的所需时刻的插值投影，以产生所需的心动周期的时刻的心脏图像。另外，由于插值的投影被插值到同一时刻，重建的图像和/或体积具有高时间分辨率，通常小于50ms。
在步骤92，组合第一投影数据集和插值的投影的集合以便产生一个或更多时间分辨的重建图像。根据本发明的技术，重建的图像包括重建的感兴趣体积和重建的中心感兴趣区。第一数据集与时间分辨的第二数据集的组合形成完整的时间分辨数据集，利用任意的现有重建技术重建该完整的时间分辨数据集，从而得到全FOV时间分辨的重建图像。重建的图像基本上没有运动缺陷和伪影，有效地“冻结”了每个时间点的心脏运动。如果需要的话，重建的图像可以在空间和/或时间上关联以便产生全部时间的图像、某一时刻的体积、或全部时间的体积。
上述的本发明技术的实施例，公开了一种在CT系统内利用分布式源构造、利用基于插值的重建的数据采集和重建原理，执行动态结构的全视场成像的技术。在本发明技术的实施例中公开的分布式源构造，包括一个或更多不连续发射体和弧形排列的不连续或连续源点，以便通过利用面内和/或轴向范围减小的二维探测器提供对动态结构的高空间分辨率和高时间分辨率成像。
本技术的实施例所公开的分布式源构造，提供了若干优点，包括能够在探测器尺寸减小且患者剂量减小的情况下，贯穿视场执行高空间分辨率成像。另外，利用上述的基于插值的重建技术，使用弧形排列的源点，能够获得改进的中心感兴趣区的时间分辨率。如上所述，基于插值的重建技术包括减少投影数据中的噪声、由此提高图像质量或使得在同样图像质量的情况下剂量能够减少的方法。另外，由于台架能够较慢地旋转，该分布式源构造减少了整个系统的复杂性。
另外，本技术还允许使用各种探测器技术，例如能量鉴别探测器，以便能够执行例如能量鉴别CT的CT技术。由于在面内和/或纵向方向探测器的范围更小，这种外来技术的实现可以更廉价。类似的，这种探测器也更容易制造以便适应与本技术相关的减小的探测器尺寸。另外，通过把图像体积内焦点的有效光学尺寸减为最小，与本技术有关的更小的扇角改进了空间分辨率，减少了X射线强度测量中的散射，且允许从探测器上省略抗散射格栅，因此提高了探测器效率。
虽然已在心脏成像的情况下对本技术进行了描述，但是本技术还可用于对其它动态对象的成像。对心脏成像的论述仅仅是为了便于解释本技术。实际上，在此只示意和描述了本发明的某些特征，对于本领域的技术人员来说可进行许多修改和改变。因此，应当理解的是所附的权利要求意图覆盖所有落入本发明真正精神之内的这些修改和改变。
部件列表10 成像系统12 源14 准直器16 辐射束18 患者20 辐射的部分22 探测器24 系统控制器26 线性定位子系统28 旋转子系统30X 射线控制器32 电机控制器34 数据采集系统36 计算机38 存储器40 操作者工作站
42 显示器44 打印机46 PACS48 远地客户50 CT扫描系统52 框架54 台架56 孔58 患者床6062 焦点64 图像66 患者特征6870 不连续发射点72 不连续发射点74 弧形排列的不连续或连续X射线源点76 视场78 中心感兴趣区80 中心感兴趣区半径82 视场半径8486 获取第一投影数据集的步骤88 获取第二投影数据集的步骤90 对包括第二投影数据集的多个投影进行插值的步骤92 组合第一投影数据集和插值的投影的步骤
权利要求
1.一种计算机断层摄影(CT)成像方法，该方法包括以相当慢的旋转速度围绕感兴趣体积旋转台架(54)，其中所述台架(54)包括X射线源点的组合，且其中所述X射线源点包括一个或更多不连续的发射点(70，72)和弧形排列的不连续或连续的X射线源点(74)；从所述X射线源点的组合获取投影数据；和基于从所述X射线源点的组合获取的投影数据执行适当的重建，以产生一个或更多重建的图像。
2.如权利要求1所述的方法，其中所述台架(54)的旋转时间为大约十五秒到大约二十秒。
3.如权利要求1所述的方法，其中所述一个或更多不连续的发射点(70，72)包括X射线管。
4.如权利要求1所述的方法，其中所述一个或更多不连续的发射点(70，72)和弧形排列的不连续或连续的X射线源点(74)实际上是通过激活布置在围绕视场(76)的环内的固定发射点而旋转的。
5.如权利要求1所述的方法，其中所述投影数据包括第一投影数据集，且其中所述方法进一步包括通过在围绕感兴趣体积的多个角位置一个一个单独地激活所述一个或更多不连续的发射点(70，72)来获取所述第一投影数据集。
6.如权利要求1所述的方法，其中所述投影数据包括第二投影数据集，且其中所述方法进一步包括通过激活弧形排列的不连续或连续的X射线源点(74)发射照射中心感兴趣区(78)的X射线束，在多个视角位置获取所述第二投影数据集。
7.如权利要求6所述的方法，进一步包括对包含所述第二投影数据集的多个投影进行插值以产生一组时间分辨的、插值的投影，其中每个插值的投影表征在特定时刻来自中心感兴趣区(78)的投影数据。
8.如权利要求7所述的方法，其中对包含所述第二投影数据集的所述多个投影进行插值包括利用一组相位数据和与所述多个投影相关的频率成份信息。
9.一种计算机断层摄影(CT)成像方法，该方法包括以相当慢的旋转速度围绕感兴趣体积旋转台架(54)，其中所述台架包括一个或更多不连续的发射点(70，72)和弧形排列的不连续或连续的X射线源点(74)；通过在围绕感兴趣体积的多个角位置一个一个单独地激活所述一个或更多不连续的发射点(70，72)来获取包括多个投影的第一投影数据集；通过激活弧形排列的不连续或连续的X射线源点(74)发射照射中心感兴趣区(78)的X射线束，来获取包括多个视角位置处的多个投影的第二投影数据集；对包含所述第二投影数据集的多个投影进行插值以产生一组时间分辨的、插值的投影，其中每个插值的投影表征在特定时刻来自中心感兴趣区(78)的投影数据；组合所述第一投影数据集和所述插值的投影的集合以产生一个或更多时间分辨的重建图像。
10.一种计算机断层摄影(CT)成像系统(10)，该系统(10)包括台架(54)，其构造成以相当慢的旋转速度围绕感兴趣体积旋转，其中所述台架(54)包括一个或更多不连续的发射点(70，72)和弧形排列的不连续或连续的X射线源点(74)，且其中所述一个或更多不连续的发射点(70，72)配置成在围绕所述感兴趣体积的多个角位置一个一个单独地发射辐射束(16)，且其中所述弧形排列的不连续或连续的X射线源点(74)配置成发射照射中心感兴趣区(78)的辐射束(16)；探测器(22)，其构造成探测来自所述一个或更多不连续的发射点(70，72)和弧形排列的不连续或连续的X射线源点(74)的辐射束(16)，并响应于辐射束(16)产生一个或更多个信号；和计算机(36)，其构造成接收和处理来自所述探测器(22)的所述一个或更多信号，以产生投影数据和对所述投影数据执行适当的重建，从而产生一个或更多个重建图像。
全文摘要
提供了一种计算机断层摄影(CT)成像方法，所述方法包括以相当慢的旋转速度围绕感兴趣体积旋转台架(54)。所述台架(54)包括X射线源点的组合。所述X射线源点包括一个或更多不连续的发射点(70，72)和弧形排列的不连续或连续X射线源点(74)。所述方法还包括从所述X射线源点的组合获取投影数据并基于从所述X射线源点的组合获取的投影数据执行适当的重建，以便产生一个或更多重建的图像。
文档编号A61B6/03GK1853570SQ20061008987
公开日2006年11月1日 申请日期2006年4月18日 优先权日2005年4月18日
发明者P·M·埃迪克, S·K·巴苏, B·K·B·德曼 申请人:通用电气公司