专利名称：产生时间内插断层摄影图像的方法和装置的制作方法
背景技术：
本发明一般涉及医学成像领域，更具体地说，涉及利用计算机断层摄影来将动态内部组织例如心脏组织成像。具体地说，本发明涉及时间内插投影数据的产生和重构。
计算机断层摄影(CT)成像系统测量从许多角度通过患者的X射线束的衰减。基于这些测量结果，计算机就能重构患者身体中产生辐射衰减的部位的图像。本专业的技术人员都会理解，这些图像基于对发射的X射线束的一系列角位移图像的单独检查。CT系统处理X射线强度数据，产生被扫描物体在多个视角位置上的线性衰减系数的线积分的2D映象，称为投影数据。然后对这些数据进行重构，产生图像，通常将图像显示在监视器上，并可以在胶片上打印或再现。也可以通过CT检查产生虚拟的3D图像。
CT扫描器通过投射X射线源发出的扇形或锥形X射线束进行工作。可以将X射线束准直，以便控制射线束的形状和展开情况。X射线束通过被成像物体(例如患者)时被衰减。由一组检测器单元检测所述衰减的射线束。每个检测器单元产生受X射线束衰减影响的信号，对数据进行处理以产生代表沿X射线通路物体衰减系数的线积分的信号。这些信号通常称为”投影数据”，或仅仅称为”投影”。利用重构技术，例如滤波反投影，就可以从这些投影构成有用的图像。再将所述各图像关联起来，形成所关注区域的立体再现。所关注区域(例如病变区域)的位置可以自动识别，例如通过计算机辅助检测(CAD)算法自动识别，或更常见的是由训练有素的放射学家来识别。CT扫描在诊断疾病方面提供某些优于其它类型技术的优点，特别是因为它能示明身体的精确解剖信息。而且，CT扫描可以帮助医生更精确地区别各种异常的类型。
但是，CT成像技术在将动态内部组织(例如心脏)成像时会出现一些难题。例如，在心脏成像时，心脏的运动引起投影数据中的一些自相矛盾的行为，重构后会导致各种与运动有关的图像失真，例如模糊、条纹或不连续。为了减少与运动有关的图像失真的发生，可以采用各种技术来提高成像系统的时间分辨率，从而减少运动组织的影响。率通常可以通过减少CT台架的旋转时间来提高时间分辨。这样，可以把在与获取投影数据集相关联的时间窗口中发生的运动量减至最小。
还可以通过选择重构算法来提高时间分辨率。例如，在重构过程中可以采用分段重构算法，例如半扫描重构算法。分段重构算法通常利用在180°加X射线束的扇形角(α)的角度范围内所采集的投影数据来重构图像。和在台架旋转360°时采集数据相比，由于在台架旋转180°+α时采集投影数据需要较少的时间，所以重构图像中的时间分辨率就得到改进。
多扇区重构技术，通过利用在台架多次旋转时由多切片检测器阵列采集的投影数据，也可以提高重构图像的时间分辨率。用于重构的投影数据由在不同的心动周期所采集的两个或两个以上扇区的投影数据构成。扇区包括台架旋转的短跨距(通常少于半个旋转)期间采集的数据。所以，如果在台架迅速旋转时采集，扇区就具有良好的时间分辨率，从而对用于重构的集合投影数据集提供良好有效的时间分辨率。
利用上述技术，第三代和第四代CT系统利用分段重构技术能达到大约300ms的时间分辨率。第五代CT系统，利用静止检测器环和电子枪(电子枪将电子束扫过静止目标环以产生X射线)，能获得大约50ms的时间分辨率。但是，最好有大约20ms的时间分辨率，以”冻结”心脏运动，从而减少重构图像中与运动有关的失真。对于第三代CT系统，用上述技术提高时间分辨率通常集中在提高台架的旋转速度上。
但是随着台架旋转速度的提高，各台架部件上的向心力也增加了。增加的向心力和台架部件的承受力会构成提高台架角速度的机械限制。而且，为了获得在信噪比方面一致的图像质量，在扫描期间，应对被成像物体或患者发送恒定的X射线通量。但要获得恒定的X射线通量，就对X射线管，特别是射线管的输出，以及冷却X射线管的部件提出了更高的要求。所以，机械和X射线通量两方面的考虑成为提高台架旋转速度使其足以在CT重构中获得20ms时间分辨率的障碍。
所以需要有一种技术来获得时间分辨率，而不需提高台架的旋转速度。
发明的简要说明本发明提供一种新颖的方法和装置，用于改进CT成像系统的时间分辨率。所述技术采用慢速旋转的分布式X射线源，用于在物体或患者的每个观察位置获取投影数据。对投影数据可以基于心脏相位数据和投影数据的频率内容进行滤波和时间内插，以产生对应于心动周期中特定瞬间的内插投影数据。从内插的投影数据可以重构高时间分辨率的CT图像。
附图简要说明阅读了以下的详细说明并参阅附图后，本发明的上述和其它优点和特征就显而易见了。附图包括
图1是按照本技术一个方面的CT成像系统形式的用于产生处理图像的示范性成像系统的示意图；图2是按照本技术一个方面的图1中CT系统的物理实现方案的另一示意图；图3是按照本技术一个方面的示范性CT台架的示意图；图4是按照本技术一个方面的采集投影数据集的流程图；图5是按照本技术一个方面在两个心动周期过程中分布式X射线源工作的序列视图；以及图6是描述内插投影数据集的产生和重构的流程图。
具体实施例的详细说明图1示意地示出用于采集和处理图像数据的成像系统10。在所示实施例中，系统10是计算机断层摄影(CT)系统，用于按照本技术采集X射线投影数据、将投影数据重构为图像、并处理图像数据以便显示和分析。在图1所示的实施例中，成像系统10包括分布式X射线辐射源12，它位于邻近准直器14处。在此实施例中，分布式X射线辐射源12包括一个或多个可寻址X射线焦点。
准直器14允许辐射流16进入对象例如或患者18所在的区域。辐射流16一般为锥形，视检测器阵列的配置(以下讨论)以及所需的数据采集方法而定。辐射流20的一部分穿过对象或在对象周围经过，打到检测器阵列(以参考数字22代表)上。阵列的检测器产生电信号，代表入射的X射线束的强度。这些信号被采集并处理，以重构对象内的特征的图像。
分布式X射线源12由系统控制器24控制，控制器24提供用于CT检查序列的功率、焦点位置以及控制信号。此外，检测器22连接到系统控制器24，控制器24控制对在检测器22中产生信号的采集。系统控制器24还可以执行各种信号处理和滤波功能，例如动态范围的初始调节、数字图像数据的交错等等。一般来说，系统控制器24控制成像系统的操作以便执行检查规程和处理采集的数据。在本文中，系统控制器24还包括信号处理电路，通常基于通用或专用数字计算机；关联的存储器电路，用于存储由计算机执行的程序和例行程序以及配置参数和图像数据；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使分布式X射线源12、准直器14和检测器22能够围绕患者18旋转一圈或多圈。应当指出，旋转子系统28可以包括台架。这样就可以利用系统控制器24来操作台架。线性定位子系统26使患者(更具体地说是患者台)能够线性位移。这样，患者台可在台架内线性移动，以产生患者18特定部位的图像。虽然上述系统的实施例是改动的第三代CT扫描器，其中分布式射线源12和检测器22都旋转，但上述产生代表心脏运动信号的方法适用于所有新一代的CT系统。
本专业的技术人员会理解，分布式辐射源可以由设置在系统控制器24内的X射线控制器30来控制。具体地说，X射线控制器30配置成提供功率、焦点位置以及对分布式X射线源12的定时信号。可以使用电动机控制器32来控制旋转子系统28和线性定位子系统26的运动。
此外，图解说明的系统控制器24还包括数据采集系统34。在示范性实施例中，检测器22连接到系统控制器24，而更具体地说连接到数据采集系统34。数据采集系统34接收由检测器22的读出电路所收集的数据。数据采集系统34通常接收来自检测器22的抽样的模拟信号并将数据转换成数字信号，供计算机36进行后续处理。
计算机36通常连接到系统控制器24。数据采集系统34所收集的数据可以发送到计算机36进行后续处理和重构。计算机36可以包括存储器38或与存储器38通信，存储器38可以存储计算机36已处理或待处理的数据。显然，能够存储所需数量数据或代码的任何类型的计算机可存取存储器装置都可用于示范性系统10。此外，存储器38可以包括一个或多个存储器件，例如磁或光器件，类型相同或不同均可，可在系统10本机内和/或远离系统10。存储器38可以存储数据、处理参数、和/或计算机程序，包括实现所述过程的一个或多个例行程序。
计算机36还可以适合于控制由系统控制器24所启动的特征，即扫描工作和数据采集。而且，计算机36还可以配置成接收操作员通过操作员工作站40发出的指令和扫描参数，操作员工作站通常配有键盘和其它输入装置(未示出)。操作员可以通过输入装置控制系统10。这样，操作员可以观察重构的图像和来自计算机36的有关系统的其它数据，启动成像等等。
连接到操作员工作站40的显示器42可以用来观察重构的图像。此外，扫描的图像也可由连接到操作员工作站40的打印机44进行打印。显示器42和打印机44也可直接或通过操作员工作站40连接到计算机36。而且，操作员工作站40还可以连接到图片存档和通信系统(PACS)46。应当指出，PACS 46可以连接到远程系统48、放射科信息系统、医院信息系统、或连接到内部或外部网络，以便使处于不同位置的其它人可以获得通信数据。
还应当指出，计算机36和操作员工作站40可以连接到其它输出装置，包括标准或专用的计算机监视器和关联处理电路。还可以将一个或多个操作员工作站40链接在系统中，用于输出系统参数、请求检查、观看图像等等。一般来说，显示器、打印机、工作站、以及在系统中提供的类似装置可以设置在数据采集部件近处，或远离这些部件，例如设置在机关或医院内的其它地方，或在完全不同的位置，通过一个或多个可配置的网络(例如互联网，虚拟专用网等...)链接到图像采集系统上。
参阅图2，用于本实施例的示范性成像系统可以是CT扫描系统50。CT扫描系统50可以是体积立体CT系统(VCT)，使用锥形束几何结构和面积检测器，以便允许对体积(例如整个内部器官)进行成像。而且，如上所述，CT扫描系统50可以是改动的第三代CT成像系统，如图所示，或是新一代的CT成像系统。
图中示出具有框架52和台架54的CT扫描系统50，台架54具有孔56，患者可以穿过孔56移动。患者台58可以设置在框架52和台架54的孔56中，便于患者18移动，例如通过由线性定位子系统26(见图1)线性移动患者台58。图中示出具有分布式辐射源12(通常是从一个或多个焦点62发射X射线的一个或多个X射线源)的台架54。分布式X射线源12可以或者在纵向上或者沿台架54的弧线瞬时地改变焦点62的位置。对于心脏成像，辐射流16射向患者18(包括心脏)的截面。
在典型的工作中，分布式X射线源12从一个或多个焦点62向检测器阵列22投射X射线。准直器14(见图1)，例如铅或钨遮光器通常限定从分布式X射线源12发出的投射X射线的大小和形状。检测器22，例如在VCT系统情况下的面积检测器，通常由多个检测器单元构成，它们检测穿过所关注的对象(例如心脏或胸部)或经过其周围的X射线。在射线束射到检测器上时，每个检测器单元产生代表所述单元位置的X射线束强度的电信号。台架54围绕所关注的对象旋转，使计算机36可以收集多个射线摄影视图。
这样，随着分布式X射线源12和检测器22的旋转，检测器22收集衰减后的X射线束的数据。从检测器22收集的数据然后经过预处理和校准，将数据调节成代表被扫描物体衰减系数的线积分。然后对处理后的数据(通常称为投影)进行滤波和反投影，组成被扫描区域的图像。在某些方式小，按配制方法配制的图像可以包括在台架小于或大于360°的角旋转期间所采集的投影数据。
重构后，图1和2的系统所产生的心脏图像可展现患者18的心脏。如图2所示，可以显示图像64，示出患者的特征，例如图2中参考数字66所示。在诊断医学情况的传统途径中(例如疾病状态，更一般的是医学情况或事件)，放射学家或医生会考虑重构的图像，以识别所关注的典型特征。这些特征66包括所关注的冠状动脉或狭窄病灶，以及其它特征，可以根据各个医生的技术和知识辨别图像中的这些特征。其它分析可以基于各种CAD算法的能力。
本专业的技术人员可以理解，图像64的重构会因各种因素而十分复杂。例如动态组织的重构图像64会包括与运动有关的图像失真，它们归因于成像时组织的运动。为了减少与运动有关的图像失真，通常需要改进CT重构过程的时间分辨率。
为解决此问题，本技术使用了投影数据集以及与投影数据集关联的频率内容和相位信息，来产生一组时间内插投影。可以对时间内插投影进行重构，形成具有高时间分辨率(通常小于50ms)的图像。本技术的一个途径利用CT台架54，将台架54的扫描通路分成离散数N个大小均等的弧线80，如图3所示。例如，如图3所示，N等于18。使分布式X射线源12的大小覆盖两个弧线长82。或者，如果在获取X射线图像时采用其它抽样方案，则分布式射线源12可以覆盖少于或多于两个弧长。
在本技术中，如图4的步骤90所示，分布式X射线源12围绕对象缓慢旋转以产生X射线图像，它们随后被处理成内插投影数据。例如，分布式X射线源12可以围绕对象单次旋转，其间可发生多个心动周期。在适当改进的第三代CT系统中，分布式X射线源12以及检测器22的旋转速率可以大于8秒，在一个实施方案中可在10秒和30秒之间。具体地说，旋转速率可以等于对象的一个心动周期所需的时间乘以弧线长度数目N。
在分布式射线源12沿每个弧线而过时，反复采集投影数据，如步骤92所示。如果分布式射线源12的速率等于一个心动周期所需的时间乘以N，那么，新的心动周期的开始应与沿下一个弧线80的投影采集的开始相重合。在台架54旋转时可以不断调节分布式射线源12上焦点62的位置，以便使每个抽样视图的位置相对于被扫描的物体都相同。
例如，参阅图5，图中示出沿两个连续弧线80的旋转和采集过程。为简化表述，心动周期假定为一秒。开始时，即T＝0秒，分布式X射线源12的前缘100与第一弧线102和第二弧线104之间的边界重合，这样第一弧线102被分布式X射线源12的一半所覆盖。通过以某种预定次序沿弧线触发焦点，分布式X射线源12的与第一弧线102重合的部分发射穿过包括对象的心脏106的胸廓体积的X射线16。分布式X射线源12的尚需进入第一弧线102的部分不发射X射线16。
在T＝0.5秒时，分布式X射线源12已旋转穿过第一弧线102的一半，于是分布式X射线源12的中间部分与第一弧线102重合。与第一弧线102重合的分布式X射线源12部分继续发射X射线16，穿过患者心脏106所占据的胸廓体积。尚未进入第一弧线102或已进入第二弧线104的分布式X射线源12的部分不发射X射线16。
在T＝1.0-秒时，即，刚巧在1.0秒和下一心动周期开始之前，分布式X射线源12的尾缘108与第一弧线102和前一弧线110之间的边界重合。与第一弧线102重合的分布式X射线源12的部分继续发射X射线16，穿过患者心脏106所占据的胸廓体积。已进入第二弧线104的分布式X射线源12的那部分不发射X射线16。
由于X射线源12是分布式的，所以在T＝0秒时弧线位置的转换会立即发生。结果，在T＝1.0+秒时，即刚过1.0秒，分布式X射线源12的前缘100与第二弧线104和随后的弧线112之间的边界重合。然后沿第二弧线104采集投影，与对第一弧线102所述相同，如在T＝1.5秒和T＝2.0-秒所示。这样，在各个心动周期沿每个弧线80反复采集投影数据，如图4中步骤92所示。如果旋转尚未完成，可以对下一弧线80和心动周期采集投影数据，即在步骤116时递增，直到旋转完成，这可由判别框118确定。结果就是投影数据集120，后者包括在每个观察位置上在相对于心动周期的不同瞬间采集的投影。
虽然在图3和图5中示出覆盖两个弧段80的分布式X射线源12，但是可以使分布式X射线源12稍大一点，这是考虑到在数据采集过程中心动周期的变化。或者，可以使分布式X射线源12的大小覆盖一个弧段80，或稍大于一个弧段以便考虑到在数据采集时心动周期的变化，并且和其它抽样程序一起使用，以获得同样有效的抽样数据集。
投影数据的频率内容130(即，检测器单元22测量的信号中所代表的有关心脏中运动特性的先验信息)，以及心脏相位数据132(即采集投影数据120时的心脏相位定时)可以用来内插投影数据120，如图6所示。相位数据132可以包括X射线摄影时同时采集的ECG信号。或者，相位数据132可以从投影数据120中推导出来，例如通过采用相容条件的技术来分析投影数据120和/或比较投影数据120的各瞬间。
利用相位数据132和投影数据中有关频率内容130的信息，就可以将所述投影和心动周期中它们所对应的时间以及它们所对应的台架54的角位置相关。然后对投影数据120进行内插，如步骤134所示，产生内插投影136。由于二维投影适当地捕获了在每个检测器单元所采集的信号中的频率内容130，所以，内插投影136各自正确地表现了在每个观察位置上在相对于心动周期的任何瞬间的投影数据的特征。这样，在离散时间点所采集的投影可以转换为连续时间表示，而且根据所述连续时间表示，可以将所述投影内插到与心动周期有关的特定瞬间。
将离散点转换为连续时间表示可以用本专业已知的各种方式完成。同样，利用适当的内插算法从连续时间表示进行数值内插可用各种方式完成。例如，Nyquist Therorem提出，如果获得足够高速率的波形离散抽样，就可产生利用离散时间抽样的连续时间表示。Nyquist Therorem还提出，通过在连续时间表示上选择对应于时间点的抽样数值，对连续时间表示上的任何抽样数值都可在时间上的任一点进行内插。例如，如果运动是周期性的，傅里叶时间系列是用于此目的的适用的连续时间函数。
如上所述，内插投影136各自对应于在相应的视角的心动周期的特定瞬间。这样，可以重构对应于所需心动周期瞬间的内插投影136，如步骤138所示，以产生所需心动周期瞬间的心脏图像。如果需要，可以使重构的图像在空间上和/或时间上相关，以便产生随时间变化的图像(瞬间的体积140，即，随时间变化的体积140)。此外，由于把内插投影136内插到相同的瞬间，重构的图像和/或体积具有高时间分辨率，通常少于50ms。所以重构图像和/或体积基本上没有运动缺陷和失真，在每个时间点都有效地”冻结”了心脏运动。
此外，内插过程提供降低投影数据中量子噪声的机制。例如，有关投影数据120的频率内容的先验信息可以用来对投影数据120中的频率成分进行频带限制。对频率成分进行频带限制有助于降低重构图像中的噪声，并且可以减小患者剂量，而仍能有高质量的重构图像。
虽然已就心脏成像陈述了本技术，但本技术可以适用于其它动态物体的成像。对心脏成像进行讨论仅仅是为了便于解释本技术。确实，虽然在附图中以举例的方式示出了具体实施例并在本文中作了详细的说明，但是本发明很容易具有各种各样的修改和其它形式。应当理解，不应把本发明限于所公开的特定形式。相反，本发明应覆盖属于以下权利要求书限定的本发明的精神和范围内的所有修改、等效物或替代方案。
权利要求
1.一种采集投影数据集(120)的方法，所述方法包括围绕所关注的体积缓慢旋转(90)包括分布式X射线源(12)的台架(54)，其中所述台架(54)的路径包括多个弧线(80)；从所述分布式X射线源(12)的覆盖工作弧线的部分发射X射线(16)；当所述分布式X射线源(12)的尾缘(108)与所述工作弧线和前一弧线之间的边界重合时，在旋转所述工作弧线的方向上指定(116)下一个后继弧线，直到(118)每个弧线已至少一次是所述工作弧线为止；以及采集(92)包括从所述发射的X射线(16)产生的多个投影的投影数据集(120)。
2.如权利要求1所述的方法，其中还包括利用一组同时采集的相位数据(132)和所述投影数据集(120)的频率内容(130)，通过内插(134)所述投影数据集(120)产生一组内插投影(136)，其中每个内插投影都表现在所述台架(54)的一个视角位置并且在特定时间所述投影数据集(120)的特征；以及重构所述内插投影集(136)，产生一个或多个图像。
3.如权利要求2所述的方法，其中还包括使两个或两个以上图像相关联，以便产生立体再现(140)。
4.如权利要求2所述的方法，其中所述关注的体积包括具有心动周期的心脏(106)。
5.如权利要求4所述的方法，其中所述分布式X射线源(12)和所述台架(54)围绕所述心脏(106)的旋转周期大致等于所述心动周期乘以弧线(80)的数量。
6.如权利要求1所述的方法，其中所述台架(54)的旋转周期大于8秒。
7.一种CT成像分析系统(50)，它包括台架(54)，它包括配置成围绕所关注的体积缓慢旋转的分布式X射线源(12)，其中所述台架(54)的路径包括多个弧线(80)，其中所述分布式X射线源(12)配置成从覆盖工作弧线的所述分布式X射线源(12)的部分发射辐射流(16)；检测器(22)，它配置成检测所述辐射流(16，20)并且对所述辐射流(16，20)作出响应而产生一个或多个信号，其中所述检测器(22)包括多个检测器单元；系统控制器(24)，它配置成控制所述X射线源(12)并在所述X射线源(12)围绕动态物体的一次或多次旋转过程中通过数据采集系统(34)从一个或多个所述检测器单元采集投影数据集(120)；以及计算机系统(36)，它配置成接收所述投影数据集(120)，并且当所述分布式X射线源(12)的尾缘(108)与所述工作弧线和前一弧线之间的边界重合时，在旋转所述工作弧线的方向上指定(116)下一个后继弧线(112)，直到所述分布式X射线源(12)已完成所述台架(54)的至少一次旋转为止。
8.如权利要求7所述的CT成像分析系统(50)，其中所述计算机系统(36)还配置成利用一组同时采集的相位数据(132)和所述投影数据集(120)的频率内容(130)，通过内插(134)所述投影数据集(120)产生一组内插投影(136)，其中每个内插投影都表现在所述台架(54)的一个观察位置并且在特定时间所述投影数据集(120)的特征，以及重构(138)所述内插投影集(136)以产生一个或多个图像。
9.如权利要求8所述的CT成像分析系统(50)，其中产生内插投影集(136)的过程降低了所述投影数据集(120)中的统计噪声。
10.如权利要求7所述的CT成像分析系统(50)，其中所述台架(54)的旋转周期大于8秒。
全文摘要
提供一种用于对动态物体(例如心脏)采集的投影数据集(120)进行时间内插(134)的技术。利用缓慢旋转台架(54)和分布式X射线源(12)来采集投影数据集(120)。可以对投影数据(120)在每个观察位置对所选瞬间(例如相对于心脏相位)进行内插。所得到的内插投影数据(136)可以表现在每个观察位置在任何瞬间投影数据(120)的特征。然后重构(138)内插投影数据集(136)，产生具有改进的时间分辨率的图像和/或体积(140)。
文档编号G06T5/50GK1839412SQ200380110458
公开日2006年9月27日 申请日期2003年12月29日 优先权日2003年7月23日
发明者P·M·埃迪克, B·德曼, S·巴苏 申请人:通用电气公司