非对称检测器半扫描ct重建的制作方法

专利名称：非对称检测器半扫描ct重建的制作方法
背景技术：
本申请是1997年3月31日提交的共有未决美国专利申请No.08/829,062的部分继续申请，该美国专利申请No.08/829,062是1996年11月27日提交的共有未决美国专利申请No.08/759,368的部分继续申请。


图1为一典型第三代CT扫描器10的轴向视图，该扫描器包括分别固定在一环形转盘16直径方向两边上的一x线源12和一x线检测器系统14。该转盘可转动地装在一机架(未示出)中，从而转盘16在扫描过程中围绕一Z轴连续转动，该Z轴与图1页面垂直、与扫描平面相交于转盘的机械转动中心18，该转动中心对应于重建图象的“等角点”。扫描过程中，x线从线源12穿透位于该转盘开口中的例如病人20的一物体后照射到该检测器系统14上。
该检测器系统14一般包括一圆弧形单行检测器22阵列，该圆弧的曲率中心点24称为“焦点”，x线源12的射线从该点射出。x线源和检测器阵列的位置布置成线源与每一检测器之间的x线路都位于一与z轴垂直的“扫描平面”中。由于从一点线源射出的各x线路以不同角度射到各检测器上，因此这些x线路形成一照射到该检测器阵列14上的“扇形线束”。扫描过程中在一测量时刻照射到一检测器上的每一x线称为一“射线”，每一检测器生成一表示其相应的射线的强度的输出信号。由于每一射线部分地受其线路中的所有质量的衰减，因此每一检测器所生成的输出信号表示该检测器与x线源之间所有质量的密度即该检测器对应线路中的质量密度。
x线检测器生成的输出信号通常由该CT系统的一信号处理部分(未示出)处理。该信号处理部分一般包括一数据收集系统(DAS)，该系统对x线检测器生成的输出信号进行滤波，以提高信噪比。这类DAS例如见美国专利No.4,547,893。DAS在一测量时段中生成的输出信号通常称为一“投影”或“视图”，转盘16和装在转盘16上的线源12和检测器系统14与一特定投影对应的角向称为“投影角”。
图2示出转盘16、装在该转盘上的x线源12和检测器系统14在一投影角β和一检测器角γ下生成一扇形线束数据点Pf(β，γ)的方位。一用来限定基准方位的中心线40从x线源12的焦点在机械转动中心18处穿过z轴。投影角β定义为一垂直轴线与该中心线40的夹角。检测器系统14中的每一检测器与中心线40之间也形成一检测器角γ。根据定义，中心线40在0°基准检测器角γ处与检测器系统14相交。如图2所示，对称检测器系统14的检测器角从-γm延伸到+γm。如下文详述，一非对称检测器系统的检测器角可从-γm+α延伸到+γm。由对称检测器系统14生成的一扇形线束投影Pf(β，γ)包括由从-γm到+γm检测器角的所有检测器在投影角β下生成的一组数据点Pf(β，γ)。
在扫描过程中，转盘16围绕受扫描物体平稳、连续转动，使得扫描器10对应一组投影角β生成一组投影Pf(β，γ)。在普通扫描中，扫描时病人在z轴上的位置保持不变，而在螺旋CT扫描中，病人在转盘围绕病人转动的同时沿Z轴平动。也可病人保持不动，转盘在围绕病人转动的同时沿Z轴平动。图3A示出普通扫描过程中所收集的数据，图3B示出螺旋扫描中所收集的数据。如图3A所示，如果x线源12和检测器系统14围绕一物体20转动而该物体20在Z轴上的位置保持不动，则与由检测器系统14所收集的所有投影相关的扫描平面位于同一“断层面平面”50中。如图3B所示，如果物体20在转盘围绕物体20转动的同时在Z轴方向上平动，则这些扫描平面都不共平面即不位于同一断层面平面中。而是与每一投影对应的扫描平面位于沿z轴一螺旋线上一轨迹点处独有位置上。图3B示出与在区间(0，10π)上的螺旋投影角对应的扫描平面的z轴坐标。由于每一投影的值决定于病人在z轴上的位置，因此每一投影为两变量β和z的函数。
由于在普通扫描中病人在Z轴上的位置保持不变，因此这类扫描称为“常z轴位置扫描”或CZA扫描。在螺旋扫描中，通常在z与投影角β线性相关的条件下采集投影Pf(β，γ)，因此z(β)＝cβ，其中，c为常数。这类螺旋扫描通常称为恒速螺旋(CSH)扫描。
使用倒Radon变换之类公知算法，可从处于同一扫描平面的一组投影生成一x线断层图，上述这一共同扫描平面称为“断层面平面”。一x线断层图表示沿受扫描物体的断层面平面一两维断层面的密度。从各投影生成一x线断层图的这一过程通常称为“滤波反向投影”或“重建”，因为该x线断层图可看作是从投影数据重建的。一CT扫描器的信号处理部分通常包括一从各投影生成x线断层图的反向投影器。
在CZA扫描中，所有投影共有一扫描平面，因此这些投影可直接用于反向投影器，以生成一x线断层图。在CSH扫描中，各投影的扫描平面位于不同的Z轴坐标上，因此CSH投影无法直接用于反向投影器。但是，如所公知，CSH扫描过程中所收集的数据可以各种方式内插而生成一组共有一与Z轴垂直的扫描平面的内插投影。例如可组合两投影生成一内插投影，这两个投影的投影角相同，但在Z轴上的位置不同。这些内插投影的处理可与CZA数据相同，从而可用于反向投影器生成一x线断层图。
CSH扫描的不利之处是需要某种方式的内插以生成x线断层图，因此CSH扫描生成的x线断层图的特点在于可能产生图象伪影。此外，由于组合在z轴位置一区间上收集的CSH扫描投影数据生成内插CZA扫描数据，因此CSH扫描生成的x线断层图的断层面平面的有效宽度比CZA扫描生成的x线断层图宽。但是，CSH扫描有利于对大体积病人进行快速扫描。例如，CSH扫描在病人从容屏住呼吸从而保持不动的短时内就可收集到足以完成扫描肾之类整个器官的数据。事实上，比方说，转盘在一次螺旋扫描过程中可转动约40π弧度(即20整圈)，所收集的数据可用来在多个断层面平面上生成x线断层图。
可从一组扇形线束投影Pf(β，γ)重建一x线断层图，其中，β的区间为(0，βmax)。βmax的选择一部分决定于x线断层图所需信噪比，一部分决定于x线断层图所需断层面平面宽度。由于CT扫描器的转动性，用来测量数据点Pf(β，γ)的x线与用来测量数据点Pf(β+2π，γ)的x线重合。因此，如果病人不在与Z轴平行的方向上运动，投影数据呈周期为2π的周期性，数据点Pf(β，γ)等于数据点Pf(β+2π，γ)。用CZA扫描数据生成一x线断层图的一种方法使用等于2π的βmax。由于转盘16围绕病人转动整圈，因此这类扫描通常称为“全扫描”。βmax无需大于2π，因为由于投影数据的周期性，这会造成收集到冗余数据。但是，可收集冗余数据，使用冗余数据提高x线断层图的信噪比。
除了上述全扫描周期性或冗余性，CT扫描器也可有由下式(1)描述的“半扫描”冗余。
Pf(β，γ)＝Pf(β+π-2γ，-γ)(1)方程(1)在病人不运动时成立，因为用来测量数据点Pf(β，γ)的x线与用来测量数据点Pf(β+π-2γ，-γ)的x线重合并逆平行。由于x线源和检测器的相对位置颠倒，因此这两x线“逆平行”。公知的CT“半扫描”方法使用方程(1)从用等于π+2γm的βmax收集的一组CZA扇形线束投影生成一x线断层图。但是，这一半扫描x线断层图的信噪比比βmax等于2π的全扫描x断层图低。
螺旋内插扫描或HI扫描是一种把上述全扫描技术用于CSH扫描的扫描方法。在HI扫描中，在病人沿z轴连续平动时收集β区间为(0，4π)的投影，然后用该数据通过线性内插位于螺旋投影角为2π的Z轴位置上的一断层面平面两边上的数据近似得出β区间为(0，2π)的一组CZA扫描数据。然后用全扫描滤波反向投影算法从该近似CZA扫描数据生成一x线断层图。
在HI扫描中，可能从Z轴位置Zsp的CZA扫描生成的数据点Pf(β1，γ1)按照下式(2)用线性内插估计。
Pf(β1，γ1)＝w1Pf(β1，γ1)+w2Pf(β2，γ2)(2)其中，β2＝β1+2π，γ1＝γ2。方程(2)的内插权重w1和w2由下式(3)给出。w1=β2-βspβ2-β1]]>w2=βsp-β1β2-β1--(3)]]>一种可能的重建方法是在数据的滤波反向投影前进行方程(2)的内插，生成一数据组，其z＝zsp，β的区间为(0，2π)。由于滤波反向投影为线性，因此也可把CSH扫描数据乘以内插权重w(β，γ)后在整个(0，4π)CSH扫描数据组上进行滤波反向投影。后面这种方法有利于计算，因为它使得重建过程可流水操作，下文的所有螺旋算法都使用该方法。把关系式β2＝β1+2π和γ1＝γ2代入上述方程(3)所得下式(4)而得到该方法的权重w(β，γ)。
权重w(β，γ)处处连续，当β＝0和β＝4π时为0，β＝2π时为1。
除了HI扫描，还公知有需要4π螺旋投影数据生成一x线断层图的其他技术，这些技术下文称为“螺旋全扫描技术”。螺旋全扫描技术的优点是它们的实现较简单、直接。但是，螺旋全扫描技术的缺点是需要4π数据才能生成一x线断层图，从而这些x线断层图的特点在于断层面平面较宽。
螺旋半扫描或HH扫描是一种把上述半扫描技术用于CSH扫描的扫描方法。HH扫描的优点是可用小于4π的投影数据生成一x线断层图。在HH扫描中，对于β的区间(0，2π+4γm)收集CSH扫描数据。通过位于CSH扫描投影角为βsp＝π+2γm的Z轴位置上的一断层面平面两边上的数据的线性内插近似得出β区间为(0，π+2γm)的CZA扫描数据。然后用公知半扫描滤波反向投影算法从该近似CZA扫描数据生成一x线断层图。HH扫描比上述螺旋全扫描技术的优越之处是HH扫描在重建每一x线断层图时使用较少视图，从而病人的运动较少。因此HH扫描x线断层图的有效断层面宽度比螺旋全扫描x线断层图小。
图4示出HH扫描生成一x线断层图所用数据的Radon空间(β对γ)，图4还示出与各投影角β(沿该垂直轴线)对应的Z轴位置。图4所示数据用来生成一x线断层图，其断层面平面或Z轴位置与βsp＝π+2γm的CSH投影角对应。如果病人不平动(即在CZA扫描中)，图4所示Radon空间的区域1-4提供的数据足以使用公知半扫描技术重建一x线断层图。同样，如果病人不平动，区5-8提供的数据足以重建一x线断层图。在HH中，断层面平面下方(即区1-4)的数据与断层面平面上方(即区5-8)的数据组合而近似得出该断层面平面的区1-4的CZA数据。
在图4中，包括冗余数据的区用相同条纹表示，其中，冗余数据定义为沿重合x线(平行或逆平行)采集的数据，因此与病人不运动的情况相同。因此，区1、4和7冗余；区2、5和8冗余；区3和6冗余。在HH中，组合相同条纹的区而近似得出区1-4的一组CZA数据。数据组合方法的详情见Carl R.Crawford和Kevin F.King的“病人同时作平动的CT扫描”，Med.Phys.17(6)，Nov/Dec 1990。下式(5)给出HH扫描的重建权重。
螺旋外插或HE扫描是把半扫描技术用于CSH扫描的另一种扫描方法。在HE扫描中，对应于区间为(0，2π)的β收集CSH扫描数据。用该CSH扫描数据内插和外插β区间为(0，π+2γm)的CZA扫描数据后用公知的半扫描技术从该近似CZA扫描数据生成一x线断层图。图5示出HE扫描生成一x线断层图所用数据的Radon空间，该x线断层图的断层面平面与βsp＝π的CSH投影角对应。如果病人不平动(即在CZA扫描中)，图5所示区1、2和3提供的数据足以使用公知半扫描技术重建一x线断层图。同样，如果病人不平动，区4、5和6提供的数据足以重建一x线断层图。在HE扫描中，区1-3中的数据与区4-6中的数据组合而近似得出该断层面平面的区1-3的CZA数据。
图5所示区2和5冗余，这些区中的数据内插而近似得出区2的CZA数据。区1和4中的数据也冗余。由于区1和4均位于该断层面平面的同一边，因此外插(而不是内插)区1和4中的CSH扫描数据生成区1的CZA扫描数据。同样，区3和6中的数据冗余而位于该断层面平面的同一边，因此外插区3和6中的CSH扫描数据生成区3的CZA扫描数据。HE扫描比上述HH扫描方法的优越之处是HE扫描在重建每一x线断层图时使用较少视图，从而病人的Z轴平动较少。因此HE扫描x线断层图的有效断层面宽度比HH扫描x线断层图小。但是，HE扫描需要某种外插以生成区1和3的CZA扫描数据，而HH扫描全部依赖于内插。因此，就内插比外插更精确而言，HH扫描可生成更精确的x线断层图。
HE扫描的详情见上述文章“病人同时作平动的CT扫描”。下式(6)给出HE扫描方法的权重。
除了在γ＝0处，加权函数wHE(β，γ)当γ在直线β＝π-2γ上时不连续，离散取样加权投影数据的不一致造成纹理，这些纹理看来起自第一视图，随着离开等角点的距离加大而加深。可沿直线β＝π-2γ两边扩展(feather)wHE(β，γ)来消除该不连续。
该扩展程序可看作消除一函数w(x)在一位置x0处的不连续的一般程序，其中，函数w(x)由下式(7)给出
其中，w1(x0)≠w2(x0)，从而w(x)在x＝x0处不连续。为消除不连续，扩展算法在x＝x0的两边把w1(x)和w2(x)延申d/2的距离并按照下式(8)重新定义w(x)
其中，函数f(x)当x小于0时等于0，当x大于1时等于1，在区间0＜x＜1上光滑连续。一用于扩展算法的例示性函数f(x)由下式(9)给出。
据上述文章“病人同时作平动的CT扫描”，如果扩展距离d等于10个道即单个检测器的长度的10倍，则足以进行HE扫描。
除了HH和HI扫描，还公知有从小于4π的螺旋投影数据生成一x线断层图的其他技术，这些技术下文称为“螺旋半扫描技术”。某些螺旋半扫描技术例如可见“x线螺旋CT重建的一般方法”，Jiang Hsieh，Med.Phys.23(2)，1996年2月。
图6示出具有一非对称检测器系统14的CT扫描器的几何形状。该检测器系统包括一从检测器角-γm+α伸展到γm-α的对称部分14a和一从检测器角γm-α伸展到γm的非对称部分14b，其中，α为非对称部分的角度(α＞0)。检测器系统14也可看作不包括一从检测器角-γm伸展到-γm+α的部分14c。如果检测器系统14包括缺失部分14c，则成为对称检测器系统。非对称检测器系统14生成的扇形线束投影包括由检测器角从-γm+α到γm的所有检测器生成的一组数据点Pf(β，γ)。
这类非对称检测器系统在CT扫描器中常常用来提高扫描器的视野(FOV)而不必显著提高检测器系统及其相关的DAS的成本。一扫描器的FOV决定于检测器系统的角度范围。例如，使用图2所示对称检测器系统的扫描器的FOV等于2γm，使用图6所示非对称检测器系统的扫描器的FOV等于2γm-α。这表明，非对称检测器系统的FOV比类似对称检测器系统的FOV(2γm)小。但是，考虑到非对称检测器系统的对称部分的角度范围等于或近似等于类似对称检测器系统的角度范围、即非对称检测器系统的γm-α部分等于或近似等于类似对称检测器系统的γm，则类似对称和非对称检测器系统可作恰当比较。因此使用非对称检测器系统可有效地把扫描器的FOV提高α。
非对称检测器系统的另一个优点与每一检测器对x线断层图所作贡献有关。如所公知，每一检测器的重要性就其对x线断层图的贡献而言随着检测器角的增大而减小。因此，消除其检测器角绝对值大于预定阈值的半数检测器是合理的。举例说，马萨诸塞州的Analogic Corporation ofPeabody制造的Anatom扫描器所使用的检测器系统包括384个检测器。在该检测器系统中，每一检测器所占检测器角为0.125°，γm等于28.843°，α等于9.687°。尽管这类非对称检测器系统很流行，但它们的使用使得螺旋扫描过程复杂化。
描述半扫描冗余的上述方程(1)对检测器阵列的非对称部分不成立，因此非对称检测器阵列无法使用HH和HE之类的螺旋半扫描技术。因此，对于包括非对称检测器阵列的现有CT扫描器来说，可使用螺旋全扫描技术(例如HI扫描)和从整个阵列收集的数据进行螺旋扫描，或者，也可忽略从非对称部分收集的数据，使用HH或HE扫描之类螺旋半扫描技术进行螺旋扫描。但是，使用HH或HE扫描之类螺旋半扫描技术进行螺旋扫描并使用非对称检测器阵列收集的所有数据是有利的。
现有螺旋扫描技术的另一个问题与许多CT扫描器中使用的“1/4检测器偏置”有关。使用1/4检测器偏置的CT扫描器例如可见美国专利申请No.08/191,428，其题目为“提高扫描图象质量的x线断层系统和方法”，申请日为1994年2月3日(代理人案卷号No.ANA-044)。一般来说，在使用1/4检测器偏置的CT扫描器中，图2所示穿过x线源12的焦点和Z轴的中心线40不与检测器系统14中的检测器之一的中心相交。而是与本文称为“中心检测器”的检测器之一在与该中心检测器的中心稍稍偏离的位置上相交。这确保该中心投影器在投影角β上测量的x线不与该检测器在投影角β+π上测量的x线重合。而是这两根x线互相偏离。如所公知，使用这类1/4检测器偏置可增加特有取样点的数量，从而增加扫描器在转盘转动360°过程中收集的数据数量。但是，使用1/4检测器偏置使得CSH扫描过程复杂化，不管所使用的检测器对称还是不对称。
如所公知，在一次CT扫描过程中收集的扇形线束投影数据常常“再接收(rebinned)”或“再排序”以形成再排序投影数据，使得用来生成单一再排序投影的所有x线互相平行。在使用1/4检测器偏置的系统中，这些再排序投影一般“交错”而生成平行线束投影数据。图7A示出扇形线束投影角为0°的扇形线束投影100中的某些x线；图7B示出平行线束投影角为0°的平行线束投影102中的某些x线。如图所示，扇形线束投影100中的x线都不平行，而平行线束投影102中的所有x线都互相平行。由于所有x线从x线线源12的焦点发出以形成一扇形线束，因此CT扫描器无法同时生成一平行线束投影的所有x线。但是，如所公知，扇形线束投影数据可再排序、交错而生成平行线束投影。公知的全扫描和半扫描平行线束重建算法可用β的区间分别为(0，2π)和(0，π)的CZA平行线束投影PP(β，γ)生成一x线断层图。
图8A和8B示出一种再排序投影生成方法。图8A和8B示出在相继生成两扇形线束投影过程中x线线源12和检测器系统14的位置。图8A和8B所示检测器系统14包括8个检测器，其中4个标为221、222、223和224。大多数检测器系统包括数百个检测器，如上所述，Anatom扫描器所使用的检测器系统包括384个检测器。但是，为便于表示起见，下面讨论8检测器系统。在扫描过程中，如图8A和8B所示，x线线源12和检测器系统14围绕与图面垂直的Z轴逆时针转动。在图8A所示第一投影中，一x线114照射在检测器224(即检测器系统14的第四道中的检测器)上。在图8B所示下一个投影中，一x线116照射在检测器223(即检测器系统14的第三道中的检测器)上。当这两个检测器之间的间距与转盘在生成相继两扇形线束投影之间的转动数量匹配时，x线114与x线116平行并稍稍偏离。如果该基本关系对所有检测器和所有扇形线束投影都成立，则在相继的扇形线束投影中照射在相邻两检测器上的任何两x线都互相平行并稍稍偏离。如上所述，在Anatom扫描器中，各检测器之间的间距为0.125°，因此在该扫描器中，相继两投影被也等于0.125°的投影角隔开。这使得该扫描器收集的扇形线束数据再排序成再排序投影。
当一对称检测器系统14包括1/4检测器偏置时，则可交错该再排序平行线束投影生成交错平行线束投影。通过组合再排序投影角相隔180°的两再排序投影的数据生成单一的更密投影而生成每一交错平行线束投影。图9A和9B示出投影角分别为0°和180°时的x线线源12、病人20的横截面和检测器系统14之间的空间关系。在图9A和9B中，为便于表示起见，所示对称检测器系统14再次包括7个检测器。所示检测器系统14具有1/4检测器偏置，因此，从x线线源12的焦点穿过Z轴的中心线40不与中心检测器224的中心相交。而是中心线40与中心检测器224的交点偏离该中心1/4检测器宽度。
图10示出投影角为0°和180°的对称检测器系统14之间的空间关系和照射在三个检测器上的x线120、122和124。由于对称检测器系统14与中心线40之间的1/4检测器偏置，投影角为0°的检测器系统14与投影角为180°的检测器系统14偏离。因此，投影角为180°时照射在第六道检测器226上的x线120落在投影角为0°时分别照射在检测器222和223上的x线122和124之间。因此检测器系统在180°时提供的交错数据组相对检测器系统在0°时提供的数据组偏离1/2检测器宽度。在该例中，检测器226可看作“中心”检测器，检测器222和223可看作“对面相邻”检测器。在每一投影角上，每一检测器测量某一线路上的质量密度的积分，一般来说，对面相邻检测器所使用的线路比任何其他检测器所使用的线路更靠近中心检测器所使用的线路，例如，投影角为0°时检测器222、223所使用的线路比投影角为180°时检测器225、227所使用的线路更靠近投影角为180°时检测器226所使用的线路。可使用中心检测器和对面相邻检测器之间的这一关系交错相隔180°的任何两个再排序投影来形成单一的更密的平行线束投影。
一由对称检测器系统生成的单个交错平行线束投影可表示成一组数据点D1、D2、D3、…、DN。在该表示中，所有奇数数据点、例如D1和D3都由再排序投影角为β的再排序投影贡献；所有偶数数据点、例如D2和D4都由再排序投影角为β+π的再排序投影贡献。
由图6所示之类非对称检测器系统14在再排序投影角为β和β+π上生成的两再排序投影也可交错生成一交错平行线束投影。但是，交错由非对称检测器系统收集的数据的程序与由对称检测器系统收集的数据使用的程序不同。这是因为用于交错非对称部分14b所需数据只能由图6所示缺失部分14c收集。所以当使用非对称检测系统14b时，所得交错平行线束投影包括一中心区和两外部区。在中心区中，数据点的结构与对称检测器系统生成的投影相同，每一间隔数据由一不同的再排序投影贡献。在两外部区之一中，所有数据点都由再排序投影角为β的再排序投影贡献；在另一个外部区中，所有数据点都由再排序投影角为β+π的再排序投影贡献。由于外部区中的数据点不交错，因此外部区中相邻两数据点之间的角间距为中心区中相邻两数据点之间的角间距的2倍。
一由非对称检测器系统生成的单个交错平行线束投影可表示成一组数据点Di，i为从1到Nm的所有整数，其中，Nm等于2NS加2Na，其中，NS等于该检测器系统的对称部分14a中的检测器数；Na等于该检测器系统的非对称部分14b中的检测器数。在该表示中，对于i＝2j+1和i＝Nm-2j所有数据点未定义，j为大于或等于0、小于或等于Na-1的所有整数。这些未定义数据点为外部区之一中的奇数数据点和另一外部区中的偶数数据点。这些未定义数据点只能由该检测器系统的缺失部分14c收集。在该表示中，所有(有定义的)奇数数据点由再排序投影角为β的再排序投影贡献；所有(有定义的)偶数数据点由再排序投影角为β+π的再排序投影贡献。
在下文中，平行线束投影角为β的平行线束投影看作包括一组“奇数数据点”和一组“偶数数据点”；“奇数数据点”指在再排序投影角β上测量的数据点；“偶数数据点”指在再排序投影角β+π上测量的数据点。此外，“奇数数据点”还指在扇形线束投影中可再排序、交错生成平行线束投影的奇数数据点的数据点；“偶数数据点”还指在扇形线束投影中可再排序、交错生成平行线束投影的偶数数据点的数据点。
在一交错平行线束投影的中心区中，用来生成第i数据点Di的线路比任何其他线路更靠近用来生成相邻数据点Di-1和Di+1的线路。但是，相邻数据点(例如Di和Di-1)的测量时间之间的差比交替数据点(例如Di和Di-2)的测量时间之间的差大得多。例如，如果Ti为数据点Di的测量时间，则Ti减Ti-1比Ti减Ti-2大得多。这是因为，一平行线束投影的所有偶数点由一单个再排序投影贡献(一再排序投影的所有数据点由一组相邻扇形线束投影生成)；但是，一平行线束投影的中心区中的相邻数据点由相隔约180°的两不同再排序投影贡献。因此，这类相邻数据点的测量时间相隔转盘转动约180°所需时间。
如病人不作平动、即在病人不动的CZA扫描中，由一平行线束投影的中心区的相邻数据点测量的病人部位互相接近。但是，在由CSH扫描数据生成的平行线束投影的中心区中，由于病人在转盘转动约180°所需时间中在Z轴方向上平动相当大距离，因此由相邻数据点测量的病人部位在轴向上相隔较大距离。这导致CSH扫描过程中生成的每一平行线束投影中的偶数数据点与奇数数据点之间出现差异。而且，偶数和奇数数据点的螺旋加权时的差异更大。半扫描加权的情况也是如此。这些差异在投影数据中表现为高频噪声，使得从由偏置检测器系统收集的CSH数据生成x线断层图的过程复杂化。
特别是，这一高频噪声使得“等角点内插”过程复杂化，还使得CSH扫描生成的x线断层图中的纹理伪影的抑制过程复杂化。如所公知，等角点内插是一种使得平行线束投影中数据点之间线性间距相等的内插过程。等角点内插和/或纹理抑制的现有技术应用于CSH扫描数据时效果不佳，所生成的x线断层图出现大量图象伪影。减少这些伪影的一种现有方法是为滤波反向投影选择一卷积积分核，包括一抑制由1/4检测器偏置造成的高频信息的低通滤波器。尽管这类卷积积分核可有效抑制某些伪影，但其不利后果是所得x线断层图的分辨率降低。
在CZA扫描中，全扫描采集涉及到在机架转动2π弧度过程中收集投影。扇形线束投影再接收成平行的投影以及交错偏置投影所生成的取样间距为不进行交错时的两倍。使用在π弧度上生成一组平行投影所需最少数量的扇形线束投影进行在CT业中也称为局部扫描的半扫描采集。
在非对称阵列的对称部分中，在一等于π弧度加上对称扇形角的角度上采集扇形线束投影。由于所采集的投影不足以在整个数据组上进行交错，因此相干伪影的电平比全扫描重建中高。图象中的噪声电平还由于重建中所使用的投影数的减少而提高。半扫描重建的优点是扫描时间缩短、辐射剂量减少。此外，半扫描重建可用来重建被一部分扫描过程中病人移动之类因素破坏的全扫描数据。事实上，可用以全扫描重建生成一无用图象的数据组补救一有用的半扫描图象。
由在机架多圈转动中获得的视图构成的动态扫描数据可使用全扫描或半扫描技术重建。通过重建后来收集的数据生成一系列暂时图象。可能希望把半扫描重建技术应用于动态扫描数据，以较之使用全扫描重建提高该系列图象的时间分辨率。
当使用半扫描且受扫描病人过大、即超出扫描器视野时图象质量进一步受到损害。在这种情况下，用该阵列的非对称部分扫描病人在扫描器对称视野外、在图象中出现伪影的部位。
本发明的目的本发明的一个目的是减轻或克服现有技术的上述问题。
本发明的另一个目的是提供一种常Z轴扫描方法和装置，它可使用半扫描技术从由一非对称检测器系统收集的数据生成一x线断层图。
本发明的另一个目的是，提供一种常Z轴扫描方法和装置，在受扫描物体超出扫描器视野的条件下它可从由一非对称检测器系统收集的半扫描采集数据生成一x线断层图。
本发明的另一个目的是提供一种常Z轴扫描方法和装置，它使用非对称检测器阵列，该阵列使用检测器偏置。
本发明的另一个目的是提供一种对在常Z轴扫描过程中收集的数据进行等角点内插的方法和装置。
本发明的另一个目的是提供一种对在常Z轴扫描过程中收集的数据进行纹理伪影抑制的方法和装置。
本发明概述上述和其他目的由生成一物体的x线断层图象数据的本发明方法和装置实现。本发明包括一使放射线穿过该物体的放射源和一检测器阵列，该检测器阵列接收来自该物体的放射线以获得用来生成图象数据的扇形线束投影数据。该检测器阵列和放射源最好可围绕该物体中的一转动中心转过多个投影角以获得扇形线束投影数据。该检测器阵列的端部限定一扇形角，该角的顶点由该放射源限定。一连接该放射源和物体的转动中心的直线把该扇形角分为不相等的两局部扇形角，即该检测器阵列不对称。该阵列中的每一个检测器可看作限定一连接该检测器与该放射源的直线。该每一直线与连接放射源和物体中转动中心的直线限定一检测器角φ。较小的局部扇形角可称为φMIN，较大的局部扇形角可称为φMAX。在本发明中，图象数据的每一断层面从该断层面的一整组扇形线束投影数据的一子组生成，其中，出于本发明目的，一整组扇形线束投影数据包括可从放射源和检测器阵列围绕物体中的转动中心转动360°一整圈采集的所有扇形线束投影数据。在本发明中，用来生成一断层面的子组数据所含数据少于整组可获得数据。
在一实施例中，本发明提供一种在恒z轴(CZA)扫描中使用全扫描采集进行半扫描重建的方法。在另一实施例中，本发明提供一种在一过大病人上使用CZA半扫描采集进行半扫描重建的方法，即该病人在检测器阵列视野范围之外，从而病人的一些部位在检测器阵列的非对称部中缺失。在这两种方法中，都使用数据加权方法操纵和/或放弃(设为0)数据。在一实施例中，对投影数据应用两种不同加权方案。第一种加权方案应用于该阵列非对称部分中的检测器采集的数据；第二种加权方案应用于该阵列对称部分中的检测器采集的数据。一般来说，在这两种加权方案中，都识别该整组扇形线束投影数据的未使用部分并为该数据设定权重，使得该未使用部分设定为0，从而实际上放弃。
在使用CZA半扫描采集一过大病人的半扫描重建中，数据的未使用部分定义为由该阵列的非对称部分采集的数据部分。在这种情况下，应用于该阵列数据的非对称部分的加权方案使得由该阵列的非对称部分获得的数据设定为0而实际上放弃。因此，在病人过大的情况下，识别扇形线束投影数据的未使用部分包括识别未使用的检测器即该阵列的非对称部中的检测器。在这种情况下，可使用公知的过大病人数据处理方法。例如，可在该数据的非对称部分中使用一线性斜坡函数，使得对称部分与非对称部分的端部之间的锐边由一光滑斜坡函数消除。
当把半扫描重建应用于全扫描采集的CZA数据时，所用加权方案使得半扫描重建应用于由该阵列的对称部分采集的投影数据而且全扫描重建应用于由该阵列的非对称部分采集的数据。在这种情况下，识别该数据的未使用部分包括在该数据的对称部分中识别一组小于一整圈的投影角，该数据在该组投影角上加权成0。实际上，识别未使用数据涉及到识别该数据的对称部分的未使用投影角。在一实施例中，该未使用投影角可在一范围之外，该范围包括一为π弧度的角(一整圈的一半)加上对称局部扇形角φMIN的两倍。
在一实施例中，用一扩展方法混合第一和第二加权方案，以生成光滑的图象数据。可使用线性混合和/或二次混合，可在10个检测器所对角度上执行该混合方案。不管是第一还是第二加权方案，其权重可与数据的半扫描重建和数据的全扫描重建对应。
本发明半扫描重建方法可用于由一非对称阵列采集的动态扫描数据。可从该动态扫描数据中抽取出全扫描数据并应用本发明方法。该方法的一个优点是，病人组织可伸入该阵列的非对称部中而不造成图象质量的严重下降。
从下述详细说明中可清楚看出本发明的其他目的和优点，在下述详述中，所示、所述若干实施例只是为了例示出本发明的最佳方式。从下文可见，在本发明范围内，本发明可有其他不同实施例，其各方面细节可加修正。因此，附图和说明应看成例示性的而非限制性的，本申请的范围示出在权利要求书中。
附图的简要说明可从结合附图的下述详述中更充分理解本发明的性质和目的，在这些附图中，相同部件用同一标号表示，附图中图1为一现有CT扫描器的轴向视图；图2为图1所示CT扫描器的轴向简示图，示出转盘、x线线源和检测器系统在生成一投影角为β的投影时的方向；图3A为CZA扫描过程中收集的数据的断层面平面的等角图；图3B为CSH扫描过程中生成的扇形线束投影的Z轴位置的一组轨迹的等角图，扇形线束投影的区间为(0，10π)；图4为HH扫描在与扇形线束投影角π+2γm对应的断层面平面上生成一x线断层图时所用Radon空间图；图5为HE扫描在与扇形线束投影角π对应的断层面平面上生成一x线断层图时所用Radon空间图；图6为一具有一非对称检测器系统的CT扫描器的轴向简示图；图7A为一现有CT扫描器的轴向简示图，示出形成一扇形线束投影的某些x线；
图7B为一现有CT扫描器的轴向简示图，示出一平行线束投影的某些x线；图8A和8B示出一种把扇形线束投影数据再接收成再排序投影数据的方法；图9A和9B为一现有检测器系统的轴向简示图，其投影角分别为0°和180°；图10示出投影角为0°和180°的图9A和9B的检测器系统之间的空间关系；图11为本发明“螺旋非对称”(HA)扫描在与投影角2π对应的断层面平面上生成一x线断层图时所用的Radon空间图；图12为本发明HA扫描在与投影角2π-φ对应的断层面平面上生成一x线断层图时所用Radon空间图；图13A为一检测器系统的一非对称部分收集的一投影的一部分的简示图；图13B为一检测器系统的一非对称部分收集的一投影的各部分以及可由一检测器系统的一缺失部分(如存在该缺失部分)收集的一投影的一部分的简示图；图14为按本发明构成、用于非对称检测器系统的一优选CT扫描器的一部分的方框图；图15示出平行线束投影中的不均匀线性间距和在由等角点内插器生成的投影中的均匀间距；图16为按本发明构成、用于具有1/4检测器偏置的非对称检测器系统的另一优选CT扫描器的一部分的方框图；以及图17为按本发明构成、用于CSH扫描的纹理伪影抑制滤波器的方框图。
图18为本发明半扫描过大尺寸(HSO)重建所用Radon空间图。
图19为本发明半扫描非对称(HSA)重建所用Radon空间图。
附图的详细说明本发明提供从CSH扫描收集的数据生成x线断层图的改进方法和装置。本发明提供的一种改进方法本文称为“螺旋非对称”扫描或HA扫描。HA扫描假设用一非对称检测器阵列(图6所示之类)来收集投影数据。在HA扫描中，采集CSH数据点Pf(β，γ)时β的区间为(0，4π)，γ的区间为(-γm+α，γm)。HA扫描使用螺旋全扫描技术(例如HI或其他螺旋全扫描技术)处理该检测器阵列的非对称部收集的CSH扫描数据；使用螺旋半扫描技术(例如HH扫描、HE扫描或其他螺旋半扫描技术)处理该检测器阵列的对称部收集的CSH扫描数据。确切说，HA扫描使用螺旋全扫描技术处理γ的区间为(γm-α，γm)(即非对称部分)、β的区间为(0，4π)的扇形线束投影数据点Pf(β，γ)，从而近似得出β的区间为(0，2π)、γ的区间为(γm-α，γm)的CZA扫描数据。HA扫描还使用螺旋半扫描技术处理γ的区间为(-γm+α，γm-α)(即对称部)、β的区间为(2π-ψ/2，2π+ψ/2)(其中，ψ为螺旋半扫描技术所需扇形线束投影的大小，例如，HH扫描时ψ等于2π+4γm、HE扫描时等于2π)的扇形线束投影数据点Pf(β，γ)，从而近似得出β的区间为(2π-ψ/2，2π)、γ的区间为(-γm+α，γm-α)的CZA扫描数据。HA扫描然后用该两组近似CZA扫描数据(即一组从该检测器阵列的非对称部分收集的数据生成，另一组从该检测器阵列的对称部分收集的数据生成)在一与2πCSH投影角对应的断层面平面上生成一x线断层图。
本领域普通技术人员可理解，可使用螺旋半扫描技术从该检测器系统的对称部分收集的数据生成一x线断层图。同样，还可使用螺旋全扫描技术从该检测器系统的非对称部分收集的数据生成另一x线断层图。由于每一x线断层图只用该检测器系统的一有限部分收集的数据生成，因此这些x线断层图的信噪比实际上受到限制。HA扫描的优点是使用这两部分数据(即由该检测器系统的对称部分和非对称部分生成的数据)生成其信噪比提高的单一x线断层图。由于螺旋半扫描技术用于该检测器系统的对称部分收集的数据，因此从该数据生成的x线断层图部分的断层面平面的宽度决定于螺旋半扫描技术。同样，由于螺旋全扫描技术用于该检测器系统的非对称部分收集的数据，因此从该数据生成的x线断层图部分的断层面平面的宽度决定于螺旋全扫描技术。因此HA扫描的优点是(1)至少将一部分x线断层图的断层面平面宽度减小到最小，(2)可用一非对称检测器系统收集的所有数据重建一x线断层图，以及(3)所重建的x线断层图的信噪比提高。
图11示出HA扫描所用数据的Radon空间。当用图6所示那类非对称检测器系统收集图11所示数据时，区2、4和5表示该检测器系统的对称部分14a收集的数据。区3表示该检测器系统的非对称部分14b收集的数据。最后，如该检测器系统有缺失部分14c，区1表示该缺失部分收集的数据。在HA扫描中，螺旋半扫描技术(例如HH扫描或HE扫描)用于该检测器系统对称部分收集的数据(即区2、4和5)；螺旋全扫描技术(例如HI扫描)用于该检测器系统非对称部分收集的数据(即区3)。由于螺旋半扫描技术只需要β的区间为(2π-ψ/2，2π+ψ/2)的CSH扇形线束投影数据，因此区2中的数据足以生成一x线断层图，区4和5中的数据可放弃。放弃区4和5中的数据有效地减小了由该检测器系统的对称部分生成的x线断层图部分的断层面平面宽度。
进行HA扫描的一种方法是在进行滤波反向投影前把Radon空间中的数据(图11所示)乘以一组权重。区1的权重为0，因为区1表示实际上不由非对称检测器系统收集的数据。区4和5的权重也为0，因为这两个区中的数据最好放弃，以减小至少一部分x线断层图的断层面平面宽度。区2的权重决定于螺旋半扫描技术，区3的权重决定于螺旋全扫描技术。当把扫描技术HI用作螺旋全扫描技术时，区3的权重由上述方程(4)给出，当把HH或HE扫描技术用作螺旋半扫描技术时，区2的权重分别部分地决定于上述方程(5)或(6)。方程(5)和(6)分别描述HH和HE扫描技术的权重wHH(β，γ)和wHE(β，γ)，β的区间为(0，ψ)。但是，在区2中，β伸展在区间(2π-ψ/2，2π+ψ/2)上。因此这些权重可通过偏置β用于区3，使得用于区2的HH和HE权重分别由wHH(β-ψ/2，γ)和wHE(β-ψ/2，γ)给出。
HA扫描的一个可能问题是用于图11所示Radon空间的权重在垂直线γ＝-γm+α和γ＝γm-α上不连续。权重的这些不连续在x线断层图中会造成源自偏心物体的纹理。为消除纹理，可沿这两条不连续线扩展或混合半扫描权重(即用于区2数据的权重)与全扫描权重(即用于区3数据的权重)和0权重〔即与区1有关的权重〕。最好在-γm+α＜γ＜-γm+α+ζ以及γm-α-ζ＜γ＜γm-α的区中进行扩展，其中，ζ表示扩展区的角度大小。扩展区的边界线为图11中γ＝-γm+α、γ＝-γm+α+ζ、γ＝γm-α-ζ和γ＝γm-α所在处的垂直线。可如上所述结合上述方程(8)进行扩展。在一优选实施例中，ζ选择成使得扩展区伸展在一约为20个检测器的区域上。
如上所述，转盘(和x线线源和检测器系统)在一次CSH扫描过程中可围绕病人转动比方说20圈(即40π)。可用该扫描过程中收集的数据生成与多个断层面平面对应的多个x线断层图。如上所述，HA扫描在一与投影角x+2π对应的断层面平面上生成一x线断层图需要β的区间为(x，x+4π)的扇形线束投影数据，其中，x为任意起始角。如图3B(该图示出螺旋扫描中与各投影角对应的Z轴位置，投影角的区间为(0，10π))所示，如上所述，可用HA扫描在与区间为(2π，8π)的投影角对应的任一断层面平面(即Z轴位置)上生成一x线断层图。但是，如上所述，在与区间为(0，2π)(即扫描开始时)和(8π，10π)(即扫描结束时)的投影角对应的断层面平面上无法使用HA扫描生成x线断层图。
仍如图3B所示，HA可修正后在与区间为(π，2π)(即扫描开始时)和(8π，9π)(即扫描结束时)的投影角对应的断层面平面上生成x线断层图。图12示出可在与区间为(π，2π)的投影角对应的断层面平面上生成x线断层图的经修正的Radon空间。与图11比较，图12的区2向下移动一数量φ，从而区5缩小，区4扩大。但是，由于区2仍伸展在ψ投影角上，因此可用螺旋半扫描方法从区2中的数据在与2π-φ的投影角对应的断层面平面上重建一x线断层图。同样，区3中的4π投影数据也可用来对该x线断层图作出贡献。用于区2和3的权重也应偏置一等于φ的数量。因此，如把HH或HE扫描方法用作螺旋半扫描技术，区2的权重分别由wHH(β-π-2γm+φ，γ)或wHE(β-π+φ，γ)给出。同样，如把HI扫描技术用作螺旋全扫描技术，区3的权重由下式(10)给出。
如使φ等于π，则可在与π投影角对应的断层面平面上重建一x线断层图。因此可在扫描开始时使用该程序在与区间为(π，2π)的投影角对应的断层面平面上生成x线断层图。本领域普通技术人员可理解，可用类似过程(Radon空间的区2上升而不是下降)在扫描结束时生成x线断层图。
以上结合从扇形线束投影数据生成x线断层图的滤波反向投影算法说明了本发明。尽管结合扇形线束CT系统说明了HA扫描，但本领域普通技术人员可理解，HA扫描也可用于平行线束CT系统。使用平行线束重建算法可直观理解HA扫描的工作情况。图11区2中的数据可被再接收、交错而生成β区间为(0，π)的CZA平行线束投影Pp(β，γ)，图11区3中的数据可被再接收、交错而生成β区间为(0，2π)的CZA平行线束投影Pp(β，γ)。初看起来，两组权重之一中失去一为2的因子。但是，不收集区1的扇形线束数据，区3中的加倍数据组用来补偿区1中的缺失数据。图13A和13B示出这一关系。
图13A示出由检测器系统14的非对称部分14b测量的平行线束投影部分的线路R1。除了线路R1，图13B还示出当该检测器系统有缺失部分14c时由该缺失部分测量的平行线束投影部分的线路R2。如所公知，如病人不作平动，平行线束投影角在区间(0，2π)中由非对称部分14b收集的数据相当于平行线束投影角在区间(0，π)中由检测器部分14b、14c收集的数据。因此，非对称部分14b收集的额外π的投影数据补偿缺失部分14c不收集的数据。
当结合平行线束滤波反向投影算法使用HA扫描时，可在再接收和/或交错之前或之后对Radon空间(图11所示)加权。如在再接收之前加权，权重最好在区2与4之间在水平线β＝2π+ψ/2附近以及区2与5之间在水平线β＝2π-ψ/2附近扩展。该扩展类似于CZA扫描中使用的公知的过扫描程序。过扫描补偿CZA扫描中发生的病人平动，使得起始投影角处的投影数据不同于结束投影角处的投影数据(例如，结束投影角等于起始投影角加2π)。过扫描的详情例如可见D.L.Parker、V.Smith和J.H.Stanley的“CT过扫描中的剂量最小化”，Medical Physics，Vol.8，706-711(1981)。
图14为按本发明构成的、从CSH扫描数据生成x线断层图的一优选CT扫描器200的一部分的方框图。扫描器200包括非对称检测器系统14、一螺旋加权系统210、一平行线束转换器212、一现有等角内插器(equi-angle interpolator)214、一现有等角点内插器(isocenterinterpolator)216和一反向投影器220。非对称检测器系统14收集扇形线束投影数据后提供给螺旋加权系统210。该螺旋加权系统如上结合图11和12所述对HA扫描的该扇形线束投影数据进行扩展加权。加权后的投影数据然后提供给平行线束转换器212，该转换器再排序、交错该扇形线束投影数据而生成平行线束投影数据。等角内插器214接收平行线束投影后在平行线束投影的外部区中插进未定义数据点而生成等角投影(equi-angle projections)。等角点内插器216接收等角投影后生成等角点投影(isocenter projections)。反向投影器220接收等角点投影后使用平行线束重建算法从该数据生成一x线断层图。在扫描器200的另一实施例中，不使用平行线束转换器212、等角内插器214和等角点内插器216，反向投影器214使用扇形线束重建算法生成x线断层图。
由于扫描器200包括一非对称检测器系统，因此转换器212生成的每一平行线束投影包括一中心区和两外部区。此外，如前所述，外部区中每一间隔数据点未定义。等角内插器214用一内插点取代平行线束投影中的每一未定义数据点而从该平行线束投影生成等角投影。如所公知，内插器214可按照相邻数据点的加权平均值生成这些内插数据点。例如，内插器214可按照有定义的相邻数据点Di-1和Di+1的加权平均值生成一未定义数据点的值。通过用内插数据点取代未定义数据点，内插器214确保等角投影中所有相邻数据点之间的角间距都相等。
等角点内插器216从该等角投影生成等角点投影，使得等角点投影中的所有相邻数据点之间的线性距离都相等。图15示出一包括数据点Di的等角投影250，所有i从1到17。由于投影250为一等角投影，因此所有数据点Di都有定义。大多数等角投影包括几百个数据点，但为便于表示起见，下面讨论17数据点的投影250。图15示出投影250中各数据点Di之间的线性间距(即用来生成这些数据点的线路之间的线性间距)。如图所示，投影250中心处的数据点之间的间距远大于该投影两端处数据点之间的间距。这一不平均间距如所公知是扇形线束投影转换成平行线束投影的结果。等角点内插器216从等角投影250生成数据点为Ci的一等角点投影260。如图所示，投影260中的所有数据点之间的距离相等。如所公知，等角点内插器216可按照下式(11)按照投影250中相邻数据点的加权平均值生成各数据点Ci。C:i=Σj=-x/2x/2b:j*D:j---(11)]]>反向投影器220然后从该等角点投影生成一x线断层图。螺旋加权系统210使得扫描器200可生成图象质量提高的x线断层图，扫描器200在非对称检测器系统14不使用检测器偏置(例如1/4检测器偏置)时工作良好。但是，本发明还提供从使用检测器偏置的非对称检测器系统收集的CSH扫描数据生成x线断层图的方法和装置。图16示出按本发明构成、从包括1/4检测器偏置的非对称检测器系统收集的CSH扫描数据生成x线断层图的一优选扫描器300的方框图。改进的扫描器300包括非对称偏置检测器系统14、螺旋加权系统210、平行线束转换器212、一改进的螺旋等角内插器314、一改进的螺旋纹理抑制滤波器318、一改进的螺旋等角点内插器316和反向投影器220。
在扫描器300中，非对称偏置检测器系统14收集扇形线束投影数据后把该数据提供给螺旋加权系统210。该螺旋加权系统对该扇形线束数据进行HA扩展加权后把加权后的扇形线束投影数据提供给平行线束转换器212。转换器212对该扇形线束数据进行再排序和交错以生成平行线束投影，每一平行线束投影有一中心区和两外部区。改进的等角内插器314把外部区中的所有数据点的值加倍并用其值为0的数据点取代所有未定义数据点，从而生成等角投影。内插器314生成的等角投影被提供给纹理抑制滤波器318，该滤波器抑制该投影数据中的高振幅、高空间频率分量，从而抑制所得x线断层图中的纹理。纹理抑制滤波器318生成的滤波投影提供给生成等角点投影的改进的等角点内插器316。反向投影器214接收等角点内插器316生成的等角点投影后从该数据生成x线断层图。
在扫描器300中，转换器212生成的平行线束投影提供给改进的螺旋等角内插器314。在现有技术中，等角内插通常是在每一外部区中的每对相邻数据点之间内插一新数据点。但是，改进的等角内插器314不是进行现有等角内插，而是用其值为0的数据点取代未定义数据点并把外部区中的所有数据点的值加倍。现有等角内插方法基本上使用一外部区中的偶数数据点生成该区的一组内插奇数数据点；使用另一外部区中的奇数数据点生成该区的一组内插偶数数据点。此外，改进的等角内插器314的运行比内插器214简单(即计算强度小)。
纹理抑制滤波器318接收等角内插器314生成的等角投影后从这些投影生成纹理矫正投影后又提供给等角点内插器316。纹理抑制滤波器318抑制这些投影中的高振幅、高空间频率分量，从而减少所得x线断层图中的纹理伪影。一种可用于CZA扫描中的纹理抑制滤波器318见作为参考包括在此的美国专利申请No.08/587,468(代理人案卷号No.ANA-081)，其申请日为1996年1月17日，题目为“用于CT系统中的纹理抑制滤波器”。
图17为按本发明构成的纹理抑制滤波器318的方框图。滤波器318接收等角内插器314生成的投影。这些投影中的每一个投影包括N个数据点D1-DN。从这些数据点，纹理抑制滤波器318生成一组纹理矫正数据点SC1-SCN后把这些数据点提供给等角点内插器316。滤波器318包括一空间滤波器410、一组N个阈值装置4201-420N和一组N个加法器4301-430N。空间滤波器410接收所有数据点Di，所有i从1到N。对于每一个数据点Di，空间滤波器410生成一高频数据点HFi和一低频数据点LFi。高频数据点HFi和低频数据点LFi分别代表数据点Di周围数据点Di-x/2到数据点Di+x/2的邻域的空间高频和空间低频分量，其中，x界定该邻域的大小。每一高频数据点HFi提供给一对应阈值装置420i，所有i从1到N。该阈值装置420i生成一削波数据点后把该数据点传给加法器430i的一输入端，所有i从1到N。低频数据点LFi传给加法器430i的另一输入端，所有i从1到N。加法器430i相加其两个输入端的数据点而生成纹理矫正数据点SCi，所有i从1到N。
空间滤波器410通常对数据点Di周围数据点邻域使用一低通滤波器而生成低频数据点LFi；从数据点Di中减去该低频数据点LFi而生成高频数据点HFi。当如此生成高频和低频数据点时，可相加高频和低频数据点HFi和LFi而精确恢复数据点Di。
阈值装置420i为生成削波数据点，可将高频数据点限制在其阈值之下或压缩高频数据点，从而减少纹理矫正投影的高振幅、高空间频率部分。当高频数据点HFi的振幅较小时，阈值装置420i生成其削波数据点时使得削波数据点正好等于高频数据点HFi。在这种情况下，加法器430i生成的纹理矫正数据点SCi与原数据点Di相同(因为加法器430i把低频数据点LFi与阈值装置420i生成的削波数据点相加，而该削波数据点等于高频数据点HFi)。但是，当高频数据点HFi的振幅较大时，阈值装置420i生成其削波数据点时使得削波数据点的振幅小于高频数据点HFi的振幅。在这种情况下，加法器430i生成的纹理矫正数据点SCi与数据点Di不相同。而是，数据点Di周围数据点邻域中的高振幅、高空间频率分量受到抑制而生成纹理矫正数据点SCi。因此，一般来说，纹理抑制滤波器抑制高振幅、高空间频率分量。
上述美国专利申请No.08/587,468基本上说明空间滤波器410生成低频数据点LFi，该数据点为按照下式(12)的数据点Di周围数据点邻域的加权平均值。LF:i=Σj=-x/2x/2a:j*D:(i-j)---(12)]]>纹理抑制滤波器318在使用方程(12)时可以很好地抑制CZA扫描数据中的纹理。但是，当滤波器318如此工作时，它会在从CSH扫描数据生成的x线断层图中引入不想要的伪影。如上所述，在螺旋扫描过程中生成的任何一个平行线束投影中的奇数数据点与偶数数据点之间会出现差异，该差异表现为高频噪声。由于该高频噪声，当纹理抑制滤波器318如上所述工作时，实际上每一个高频数据点都在阈值之上而受阈值装置420i的压缩。但是，这一压缩是由于螺旋扫描中病人平动、而不是由于病人的高对照(纹理伪影生成)特征而引入的。
在改进的螺旋纹理抑制滤波器318的该优选实施例中，空间滤波器410只使用奇数数据点分别生成奇数低频和高频数据点LF2i+1和HF2i+1；只使用偶数数据点分别生成偶数低频和高频数据点LF2i和HF2i。例如，空间滤波器410可按照下式(13)生成低频数据点LFi。LF:i=Σj=-x/2x/2a:j*D:i-2j---(13)]]>
这样，改进的螺旋纹理抑制滤波器318避免组合一个投影中的偶数和奇数数据点的数据，从而防止任何螺旋扫描中所固有的病人平动破坏滤波器318的工作。当纹理抑制滤波器318如此工作时，它响应病人中的纹理生成结构(即高对照特征)而不是病人平动，因此减少从CSH扫描数据生成的x线断层图中的伪影。
滤波器318生成的纹理矫正数据点然后提供给改进的螺旋等角点内插器316(见图16)。等角点内插器316从该纹理矫正投影生成等角点投影。如图15所示，内插器316生成的每一个等角点投影260包括一组数据点Ci。但是，改进的等角点内插器316不像内插器216那样按照方程(11)生成数据点Ci.而是按照下式(14)生成数据点Ci。C:i=Σj=-x/2x/2b:j*D:i-2j---(14)]]>方程(11)基本上不令人满意，因为它所生成的每一数据点Ci为奇数和偶数数据点的加权平均值。如上所述，这样组合奇数和偶数数据点的信息会把伪影引入x线断层图中。因此，改进的等角点内插器316最好按照方程(14)将每一数据点Ci生成为奇数数据点的邻域的加权平均值或偶数数据点的邻域的加权平均值。这种等角点内插减少了CSH扫描生成的x线断层图中的伪影。在一优选实施例中，权重bi选择成使得数据点Ci按照6点Lagrange内插(或称为Everett内插)生成。6点Lagrange内插的详情例如可见M.Abramowitz和I.A.Stegun编的“数学函数手册”，多佛出版公司，纽约(1970)。
尽管扫描器300(图16所示)为本发明一优选实施例，但本领域普通技术人员可看出，扫描器300的各种改变也在本发明范围内。例如，一CT扫描器通常还包括许多其他类型的滤波器和装置。举例来说，扫描器在检测器系统与螺旋加权系统之间通常有一DAS。也可包括许多其他类型的滤波器，例如进行温度补偿或余辉补偿的滤波器。此外，尽管该优选扫描器包括对投影数据进行HA扫描加权的螺旋加权系统210，但也可使用其他类型的加权系统、例如现有加权系统以及使用等角内插器314、纹理抑制滤波器318和等角点内插器316来提高所得x线断层图的质量。此外，尽管以上主要说明了具有1/4检测器偏置的检测器系统，但是本领域普通技术人员可看出，本发明可用于以其他类型的偏置为特点的检测器系统。此外，尽管结合CSH扫描说明了本发明，但本领域普通技术人员可看出，本发明也可用于非恒速螺旋扫描。
一般通过重建最小整组的扇形线束投影数据、即在区间为π弧度加上扇形角的投影角上获得的扇形线束投影数据获得半扫描重建图象。重建由非对称检测器阵列采集的半扫描数据的问题与螺旋扫描中遇到的问题相似。由于缺失数据和使用于该数据的加权函数，在每一间隔检测器之间调制交错数据。处理这一调制的一种有效方法是使用为HA开发的修正的去纹理和等角点内插。也可使用处理这一调制问题的其他方法，例如内插缺失数据样本。
下面详述使用非对称检测器阵列和使用常Z轴(CZA)扫描采集数据的两种半扫描重建技术。这两种技术都适用于非对称检测器阵列和1/4检测器偏置。下文称为半扫描过大尺寸(HSO)的第一种方法对在π弧度加上对称扇形角的投影角上采集的半扫描数据组进行半扫描重建。它用来重建一尺寸过大病人、即超出扫描器对称视野的病人的图象数据。假设病人位于该检测器阵列的对称部分中。通过把该阵列对称部分之外的投影修整为0来补偿由该检测器阵列对称部分之外的组织生成的伪影。
在HSO方法中，重建视野限制在该检测器阵列的对称部分的半径内。在该半径之外，进行矫正来补偿由该阵列非对称部分之外组织生成的伪影。当一病人超出最大图象区、即机架的物理视野时，投影轮廓在某些视角上不下落到检测器阵列该端旁的基线上。如果这些数据不加以矫正，重建图象中在物体超出最大视野的区域处会出现伪影。
在一实施例中，用投影数据的一阶矫正把伪影减少到令人满意的水平。例如，在一特别实施例中，等角点内插从投影数据生成884个等距的数据点。这884个值放入一1024-点数据阵列，从点71到954。在该数据阵列的两端即点1-70和点955-1024，数据用0填入以进行卷积。
该一阶矫正分别用一斜坡函数和一反斜坡函数取代该数据阵列的218点前后边缘，使得数据值总是向该数据阵列的两端渐减为0。
半扫描重建的输入为在π弧度加上对称扇形角上收集的扇形线束数据。图18示出HSO重建方法的Radon空间。数据区I用该检测器阵列的非对称部分收集。数据区II用该检测器阵列的对称部分收集。由于非对称检测器阵列和半扫描采集，区III和IV中不收集数据而设为0。γm为该阵列非对称部所对的半扇形角，(γm-α)为该阵列对称部分所对的半扇形角。如图18所示，设矫正数据的π+2(γm-α)视图放入一大小足以存储全扫描采集收集的2π视图的缓冲器中(不收集的数据设为0)。
该重建程序的第一步包括对该扇形线束数据进行加权。然后把该加权数据输入螺旋再接收程序，该螺旋再接收程序如上所述使用修正的去纹理和等角点内插算法。然后该数据进行卷积，其中用修正的卷积积分核低通滤波该交错投影。可用与全扫描重建相同的方式进行该图象数据的反向投影和后处理。
该扇形线束数据进行加权以补偿缺失数据和混合单一和加倍取样区。权重选择成使得与同一线积分对应的任何两权重的和为1。通过选择一连续的并在该检测器阵列的对称部分中有连续一阶导数的加权函数，使得各区之间的过渡区光滑，从而减少出现伪影的可能性。
加权函数的值决定于视角和检测器角。对所有视角β(0≤β≤2π)，
该半扫描加权函数定义为
其中，扩展函数f(x)为f(x)＝3x2-2x3(16)xhs的值定义为
注意，加权函数由扫描几何形状固定，可存储在一检查表中。
加权半扫描数据可输入上述的螺旋再接收程序。再接收程序的输入为2π扇形线束数据。再接收过程的输出为一组可输入该重建的卷积阶段的交错平行投影。下面概述再接收过程。
平行视图可使用与用于螺旋重建的前述相同方法从扇形线束投影内插。不进行用来确定非对称区中的缺失数据样本的内插程序。全扫描重建中所使用的去纹理算法可修正成与上述螺旋重建中所使用的相同。可用与全扫描采集相同方式交错该投影数据。0交错在数据缺失(即不收集的角度π+2(γm-α)＜β≤2π中的视图)的数据中。等角点内插程序使得平行样本以等于等角点处的一半检测器间距等距间隔。与螺旋重建中一样，使用相距两个样本的样本进行等角点内插。
须对超出视野对称部分的病人进行补偿。为进行矫正，可把对称区边界上的最后样本沿斜线渐减为交错数据组边缘上的0。一般使用修正成以一半扫描器取样率趋于0的积分核进行卷积。也可使用更陡的积分核生成稍高分辨率的图象，其代价是相干伪影增加。可以与全扫描数据相同的方式用反向投影生成半扫描图象。由于用于该数据的加权函数的大小，输出图象必须乘以一为2的因子。
本文称为半扫描非对称(HSA)的第二种方法用于半扫描重建全扫描数据和动态扫描数据。该算法使用半扫描重建重建检测器阵列的中心或对称部分；使用全扫描重建重建非对称区。即，在阵列的对称部分中，使用π弧度加上对称扇形角的投影角；在非对称部分中，使用2π弧度的数据。
HSA重建的输入为2π弧度上收集的扇形线束数据。图19示出HSA方法的Radon空间。区I与检测器阵列的非对称部分对应。区II、IV和V中的数据用检测器阵列的对称部分收集。由于在检测器阵列的对称部分中进行半扫描加权，因此区IV和V为0。由于非对称检测器阵列，不收集区III中的数据并设为0。γm为该阵列非对称部所对的半扇形角，(γm-α)为该阵列对称部分所对的半扇形角，ζ为扩展区所对的角度。角βs为与半扫描加权区权重开头对应的视角。如图19所示，该技术在检测器阵列的非对称部分中使用全扫描重建，在中心部分中使用半扫描重建。这两个区之间的不连续用一扩展函数消除。
该重建程序包括对扇形线束数据进行HSA加权。在动态重建中，从一多圈转动数据组中抽取出2π弧度上的一组视图，对集中在数据缓冲器上的半扫描区施加一组权重。对于全扫描数据的HSA重建，也可使用2π弧度上的视图。在这种情况下，半扫描区的位置可在视图方向上移动，以便对不同数据段进行半扫描重建。
然后，可把该加权视图输入螺旋再接收程序，该螺旋再接收程序如上所述使用修正的去纹理和等角点内插算法。然后该数据传给卷积，用修正的卷积积分核低通滤波该交错投影。可用与全扫描重建相同的方式进行该图象数据的反向投影和后处理。
HSA加权函数whsa(β，γ)可用方程(15)-(17)给出的半扫描加权函数whs(β，γ)和全扫描加权函数wfs(β，γ)定义。该全扫描加权函数为
阵列的对称部分与非对称部分之间的不连续由扩展半扫描和全扫描加权函数消除。扩展加权函数wf(γ)与视角无关，由下式给出
其中，α为扩展区的角宽，扩展函数为f(x)＝3x2-2x3(20)最终的HSA权重由下式生成whsa(β，γ)＝wf(γ)wfs(γ)+[1-wf(γ)]whs(β-βs，γ) (21)其中，βs决定半扫描区相对于全扫描区的起始角。在动态扫描数据的HSA重建中，对从多圈转动数据组抽取出的2π视图进行加权，使得半扫描区集中在视图方向上。这一要求由下式满足βs=12π-γm+α---(22)]]>在全扫描数据的HSA重建中，根据要重建的数据部分，半扫描区可在数据组上变动(即0≤βs≤π-2γs)。
加权半扫描数据可如上所述输入螺旋再接收程序。该程序可加修正以适合于半扫描数据的重建。
该投影数据可用与全扫描采集相同的方式交错。可使用螺旋等角内插程序进行用来确定非对称区中的缺失数据样本的内插程序。可使用与HSO重建中相同的等角点内插程序。至于过大病人矫正，与全扫描重建中一样，可使用渐减为0的斜坡函数使投影数据伸展到阵列的对称部之外，以对超过视野非对称部分的病人进行补偿。卷积反向投影和后处理程序与HSO中相同。此外，与HSO重建同样，输出图象必须乘以一为2的因子。
由于可在本发明范围内对上述装置作出种种改动，因此上述说明所述或附图所示所有内容应看成例示性的而非限制性的。
权利要求
1.一种生成一物体的x线断层图象数据的方法，所述方法包括提供一使放射线穿过该物体的放射源；提供一检测器阵列，用于接收来自该物体的放射线以获得用来生成该物体的图象数据的扇形线束投影数据，该检测器阵列和放射源可围绕该物体中的一转动中心转过多个投影角以获得扇形线束投影数据，该检测器阵列的端部限定一扇形角，该角的顶点由该放射源限定，一连接该放射源和该转动中心的直线把该扇形角分为第一局部扇形角和第二局部扇形角，第一与第二局部扇形角不相等，其中，连接该检测器阵列中的每一个检测器与放射源的每一直线与连接放射源和该转动中心的直线限定一检测器角φ，第一和第二局部扇形角中较小的局部扇形角为φMIN，第一和第二局部扇形角中较大的局部扇形角为φMAX；以及使用断层面的一整组扇形线束投影数据的一子组生成图象数据的断层面，其中，该断层面的整组扇形线束投影数据包括可从放射源和检测器阵列围绕该转动中心转动一整圈采集的所有扇形线束投影数据。
2.按权利要求1所述的方法，其特征在于，该物体的至少一部分位于该检测器阵列的视野之外。
3.按权利要求1所述的方法，其特征在于，从由该检测器阵列中的一子组检测器采集的扇形线束投影数据生成图象数据的该断层面。
4.按权利要求1所述的方法，其特征在于，从在比放射源和检测器阵列围绕该转动中心转动一整圈的所有扇形线束投影角少的扇形线束投影角上采集的扇形线束投影数据生成图象数据的该断层面。
5.按权利要求1所述的方法，其特征在于，进一步包括在生成图象数据的该断层面前对扇形线束投影数据进行加权。
6.按权利要求5所述的方法，其特征在于，进一步包括用第一种加权方法对|φ|＜φMIN的检测器采集的数据进行加权，用第二种加权方法对φMIN＜|φ|＜φMAX的检测器采集的数据进行加权。
7.按权利要求6所述的方法，其特征在于，使用第一种加权方法包括识别该整组扇形线束投影数据的一未使用部分；以及把该整组扇形线束投影数据的该未使用部分设为0。
8.按权利要求7所述的方法，其特征在于，该整组扇形线束数据的该未使用部分限定该整组扇形线束投影数据的多个投影角的一未使用部分。
9.按权利要求6所述的方法，其特征在于，使用第二种加权方法包括识别该整组扇形线束投影数据的一未使用部分；以及把该整组扇形线束投影数据的该未使用部分设为0。
10.按权利要求9所述的方法，其特征在于，该整组扇形线束数据的该未使用部分限定该检测器阵列中的未使用检测器，由这些未使用检测器采集的扇形线束投影数据设为0。
11.按权利要求10所述的方法，其特征在于，未使用检测器所在检测器角φ为φMIN＜|φ|＜φMAX。
12.按权利要求6所述的方法，其特征在于，进一步包括对|φ|＜φMIN扩展第一和第二加权方法。
13.按权利要求12所述的方法，其特征在于，扩展步骤包括使用线性扩展函数。
14.按权利要求12所述的方法，其特征在于，扩展步骤包括使用二次扩展函数。
15.按权利要求12所述的方法，其特征在于，在由10个检测器所对的一角度上执行扩展步骤。
16.按权利要求1所述的方法，其特征在于，进一步包括把扇形线束投影数据转换成平行投影数据。
17.一种用于生成一物体的x线断层图象数据的装置，所述装置包括一使放射线穿过该物体的放射源；一检测器阵列，用于接收来自该物体的放射线以获得用来生成该物体的图象数据的扇形线束投影数据；使该检测器阵列和放射源围绕该物体中的一转动中心转过多个投影角以获得扇形线束投影数据的装置，该检测器阵列的端部限定一扇形角，该角的顶点由该放射源界定，一连接该放射源和该转动中心的直线把该扇形角分为第一局部扇形角和第二局部扇形角，第一与第二局部扇形角不相等，其中，连接该检测器阵列中每一个检测器与放射源的每一直线与连接放射源和该转动中心的直线限定一检测器角φ，第一和第二局部扇形角中较小的局部扇形角为φMIN，第一和第二局部扇形角中较大的局部扇形角为φMAX；以及使用断层面的一整组扇形线束投影数据的一子组生成图象数据的断层面的装置，其中，该断层面的整组扇形线束投影数据包括可从放射源和检测器阵列围绕该转动中心转动一整圈采集的所有扇形线束投影数据。
18.按权利要求17所述的装置，其特征在于，该物体的至少一部分位于该检测器阵列的视野之外。
19.按权利要求17所述的装置，其特征在于，生成该图象数据的断层面的该装置使用由该检测器阵列中的一子组检测器采集的扇形线束投影数据。
20.按权利要求17所述的装置，其特征在于，生成该图象数据的断层面的该装置使用在比放射源和检测器阵列围绕该转动中心转动一整圈的所有扇形线束投影角少的扇形线束投影角上采集的扇形线束投影数据。
21.按权利要求17所述的装置，其特征在于，进一步包括对扇形线束投影数据进行加权的装置。
22.按权利要求21所述的装置，其特征在于，对扇形线束投影数据进行加权的装置包括用第一种加权方法对|φ|＜φMIN的检测器采集的数据进行加权的装置；以及用第二种加权方法对φMIN＜|φ|＜φMAX的检测器采集的数据进行加权的装置。
23.按权利要求22所述的装置，其特征在于，进行第一种加权方法的装置包括识别该整组扇形线束投影数据的一未使用部分的装置；以及把该整组扇形线束投影数据的该未使用部分设为0的装置。
24.按权利要求23所述的装置，其特征在于，识别该整组扇形线束投影数据的一未使用部分的装置限定该整组扇形线束投影数据的多个投影角的一未使用部分。
25.按权利要求22所述的装置，其特征在于，进行第二种加权方法的装置包括识别该整组扇形线束投影数据的一未使用部分的装置；以及把该整组扇形线束投影数据的该未使用部分设为0的装置。
26.按权利要求25所述的装置，其特征在于，识别该整组扇形线束投影数据的一未使用部分的装置限定该检测器阵列中的未使用检测器，由这些未使用检测器采集的扇形线束投影数据设为0。
27.按权利要求26所述的装置，其特征在于，未使用检测器所在检测器角φ为φMIN＜|φ|＜φMAX。
28.按权利要求22所述的装置，其特征在于，进一步包括对|φ|＜φMIN扩展第一和第二加权方法的装置。
29.按权利要求28所述的装置，其特征在于，该扩展装置使用线性扩展函数。
30.按权利要求28所述的装置，其特征在于，该扩展装置使用二次扩展函数。
31.按权利要求28所述的装置，其特征在于，该扩展装置在由10个检测器所对的一角度上工作。
32.按权利要求17所述的装置，其特征在于，进一步包括把扇形线束投影数据转换成平行投影数据的装置。
全文摘要
说明了在一CT扫描系统中使用一非对称检测器系统(200)进行半扫描重建的方法和装置。在半扫描非对称(HSA)重建中,对由该阵列对称部分采集的数据使用半扫描重建方法,对由该阵列非对称部分采集的数据使用全扫描重建方法。当扫描超出该阵列对称视野的过大病人时,用半扫描重建方法把0权重加于由该阵列非对称部分采集的数据而使由该非对称部分采集的数据斜降为0。
文档编号A61B6/03GK1271261SQ98809338
公开日2000年10月25日 申请日期1998年7月1日 优先权日1997年8月1日
发明者史蒂文·N·乌尔查克, 克里斯托弗·C·鲁思, 卡尔·R·克劳福德 申请人:模拟技术公司