计算的层析X射线成像装置 【技术领域】
本发明涉及一种计算的层析X射线成像装置。背景技术
所述计算的层析X射线成像装置包括
-带有辐射源的扫描单元和连接于该扫描单元的探测器单元以便探测由该辐射源发射的锥形辐射束，这是在其穿过位于辐射源和探测器单元之间的病人检查区的通路之后进行的，
-用于在扫描单元和病人之间产生围绕着旋转轴的螺线线式相对运动的驱动单元，和
-用于重建检查区的三维(3D)图象数据组的重建单元，从由探测器单元在由此螺旋线所限定的探测器窗口之内所获取的测量数据，辐射源到探测器窗口两个边缘的连线，在旋转轴方向彼此相对偏移(offset)，在旋转轴方向与该螺旋线偏移距离(2n+1)p的两部分相交，其中n是大于或等于1地小整数以及p对应于该螺旋线两个相邻匝之间的轴向偏移，因此Radon域被测量数据的不同冗余度局部地填充。
这种计算的层析X射线成像装置(在下文也称为CT装置)由EP0981 955 A2被公知。在此计算的层析X射线成像装置中扫描轨迹形成一个螺旋线而且锥形的辐射束横穿待检查物体，例如，病人的检查区。在引用的出版物中也提议选择探测器窗口的大小(或其中用于重建的部分)使之大于该螺旋线相邻匝之间距离的3，5，7..倍。当选取了这样的几何时，检查区中的每个体元当它穿过辐射锥时从3π，5π，7π，...的角度范围受到精确地辐照。因此Radon域至少局部地被例如3，5，7倍的多倍冗余度所填充。这样的数据获取最终能使图象质量得到提高。
在心脏区使用计算的层析X射线成像来成象经常产生含有赝象的图象，它是由于在数据获取期间心脏的运动造成的。为了减少这种赝象，常使用重建方法，在此方法中对心脏运动信号进行估计，例如，在测量数据获取期间另外获取的心电图(ECG)信号，以便将此重建只基于小运动的心脏的相(phase)中已经获取的测量数据之上。然而，必须确保从心脏小运动的这样的心脏运动相中有适当数目的数据的确可以用于重建，否则就根本不能进行3维图象数据组的重建。
遇到的另一问题在于所感兴趣的病人的检查区大于由环形轨迹所能扫描的体积。因此，螺旋形轨迹常用于测量数据的获取；在必须以某一冗余度来获取测量数据，以便能使所描述的具有心脏运动信号评价的重建(所谓的选通重建)得以实现。发明内容
本发明的一个目的是提供计算的层析X射线成像装置，所述这种进一步改进并能使极其精确的重建成为可能。
此目的的实现在于提供一种心脏运动信号探测装置用于探测代表心脏运动的心脏运动信号，和在于配置重建单元，根据心脏运动信号，从局部冗余地填充Radon域的测量数据中选择这样的测量数据以使该Radon域完全地和均匀地被来自尽可能小运动的心脏运动的相的测量数据填充。
本发明基于认可这样的事实，即根据在测量数据获取期间探测到的心脏运动信号，能够从冗余的数据中选出适当的数据，以使Radon空间能够均匀地和完全地被填充和尽可能没有冗余，于是能使3D数据组的精确重建成为可能。例如，在ECG中发生R偏转之前很短的时间从尽可能小运动的心脏运动相中，有利地选择获取的测量数据。然后例如，利用IEEE Transaction and Medical Imaging，Vol.19，No.9，2000中由R.Proksa，T.Khler，M.Grass，J.Timmer在“Then-PI-Methodfor Helical Cone Beam CT”(“螺旋锥束CT的n-PI-方法”)中公开的重建方法，能够进行重建。
在相关的权利要求中公开了计算的层析X射线成像装置的优选实施方案。根据权利要求2的优选实施方案，其中参数n值最好是1或2，探测器窗口边缘之间的距离相当于螺旋线两匝之间距离的3倍或5倍。像在已知的计算的层析X射线成像装置中那样，该探测器窗口能够通过适当地成形探测器单元和/或通过辐射源准直器形成锥形辐射束来实现。
最好，在测量数据获取期间使用心电计作为心脏运动信号探测单元来测量心电图。另外，心脏运动信号也能够从获取的测量数据直接确定。例如，大家知道获取的测量数据分布或图象，的重心保留在重建的投影数据中。然而，重心的空间位置一般地作为运动的函数变化，例如，根据心脏运动而变化。这种情况能够有利地用于从各种投影数据或图象的重心位置的变化导出心脏运动信号。
在根据本发明的计算的层析X射线成像装置中并非所有的Radon域区域都用等高的冗余来填充。具有同辐射源螺旋形轨迹横切的区域相关的数目的所有Radon平面都位于各个区域内。换句话说，同螺旋线单一横切的所有Radon平面都位于一个区域而同螺旋线三次横切的所有Radon平面则都位于另一个区域等。这样就能区别不同类型的区域。因此，在优选的实施方案中安排了在具有单一的和多重冗余的各区域中，意在选择适合观察小的心脏运动的测量数据之后，取适当的测量数据的平均值以便用减少的冗余来填充Radon域的此区域。在另一方面，如果用选择小运动观察应该显示出在有关区域局部地根本没有测量数据能够用于填充Radon域，那么也能够由相邻的测量数据实行内插。
根据本发明的另一种实施方案，用于填充Radon域的测量数据以这样的一种方式来选择，即将Radon域的冗余区再分成子区，最好是分成n个子区，并且根据心脏运动信号选择子区，其相关的来自尽可能小运动的心脏运动相的测量数据完全地和均匀地填充Radon空间。该Radon域最好分成各三角形区，它们自己再分成各个区域。这些子区的每一个同探测器窗口的各部分相关，这些部分是由螺旋轨迹形成的。于是各个三角形区再被分成较小的三角形，即，最好成n个三角形。由于各子区重叠在Radon域的各个冗余区上，导致所谓的冗余，按照此实施方案根据心脏运动信号以这样的方式即Radon域最终再被完全地和均匀地填充来选择子区。在三角形子区情况下于是以适当的三角形子区完全填充Radon域。
在另一种优选的实施方案中可以进行：根据对多个测量数据的平均来加权测量数据，该加权则取决于在各个测量数据获取期间所探测的心脏运动的强度。因此，这意味着在较小的心脏运动情况下取平均期间所获取的测量数据的加权大于来自心脏运动较强的心脏运动相的测量数据。最终，这再次导致改善重建和提高图象质量。
本发明也涉及如在权利要求8中公开的计算的层析X射线成像方法。此方法可以像所描述的根据本发明的计算的层析X射线成像装置那样，以同样的或相似的方式作进一步详述。附图说明
本发明在下文将参照附图作详细的描述。其中：
图1是根据本发明的计算的层析X射线成像装置的图解表示，
图2说明螺旋形扫描轨迹的结构，
图3说明探测器单元的演变，
图4说明具有若干辐射源位置的Radon域的Radon平面，以及
图5说明具有几个子区的Radon平面。具体实施方式
图1中表示的计算的层析X射线成像装置包括台架1，它能围绕平行于z方向延伸的旋转轴14旋转。为此目的，该台架用马达2以最好是恒定的但是可调的角速度来驱动。辐射源S，例如，X-射线管，装在台架1上。该X-射线源上装有准直器装置3，它由X-射线源产生的辐射形成锥形辐射束4。辐射束4横穿处于圆柱形检查区13内的病人(未示出)。横穿过检查区13之后，X-射线束4入射在两维探测器单元16，该探测器安装在台架1上。
然后辐射束4的角孔径αmax(孔径角被限定为束4的一束射线所包围的角，此束射线位于相对于由辐射源S和旋转轴14所限定的一个平面的x-y平面的边缘)决定检查区13的直径，在测量值获取期间待检查的物体必须出现在检查区之内。例如，安排在检查区13的诊疗台上的病人能够沿平行于旋转轴14的方向，或z轴，借助于马达5能够移动。
将探测器16获取的测量数据施加到重建单元10上，它由此重建检查区13被辐射锥4辐照部分的吸收分布，以便将它显示，例如，在监视器11上。由适当的控制单元7来控制两个马达2和5、重建单元10、辐射源S和将测量数据从探测器单元16传送到重建单元10。
马达2和5能以这样的方式来控制，即检查区13的推进速度和台架1的角速度之比是恒定的，使得辐射源S和检查区13沿着一条所谓轨迹的螺旋形路径彼此之间相对移动。无论由辐射源S和探测器单元16组成的扫描单元还是检查区13实行旋转运动或是推进运动原则上都是无关的；只有所述的相对运动重要。
如本发明的实施方案中所示，借助于心电图12和装在病人身上的传感器15，探测心脏运动信号同时获取测量数据。此信号也被加到重建单元10上以便这样地选择适合于重建的测量数据，即只使用在弱运动心脏运动的相中获取的测量数据。再要注意的是心脏运动信号也能够以某一方式而不是用ECG得到；例如，它能够直接或间接地从由扫描单元获取的测量数据中导出。
图2示出螺旋形轨迹17，辐射源S和探测器单元16(未示出)沿着此轨迹围绕检查区13(未示出)移动。由辐射源S发射的锥形辐射束可以认为是由许多扇形束组成的，这些扇形束位于平行于旋转轴14延伸的平面内并在辐射源S上彼此相交。尽管此辐射束在其他平面上也含有呈扇形的分组射线，但下文只将位于平行于旋转轴14的平面内的射线组合，像扇形束400，称做扇形束。按比例调整辐射束4的孔径角αmax以便使其外层扇形束正好同检查区正切。如果αmax＝30°，那么检查区13的半径正好等于螺旋形轨迹半径的一半。成形准直器装置的孔径3以便使螺旋线17的两匝同辐射束4的上边缘射线和下边缘射线相重合，这二个螺旋线匝面对辐射源并且彼此之间相互偏移距离3p(p相当于辐射源S在绕整个一圈过程中在z方向的推进)。
在探测器单元上，探测器窗口的上边缘和下边缘同螺旋线17的各匝的投影，或同它的面对辐射源的各部分相重合；这意味着从辐射源到上述边缘的连线同上述各匝横切。
图3示出探测器窗口160从由螺旋线17所限定的圆柱面演变为图上的平面。该演变具有平形四边形的形状，它的侧边161，162沿平行于z方向延伸，上述侧边之间的距离像辐射束的角孔径αmax一样大。至于这些边的长度，即，对探测器窗口高度h，则有h＝3p。探测器窗口160的上边缘163和下边缘164围成相对垂直于旋转轴14的角ε，此角可以根据关系式tanε＝p/2πR来计算，这里R是辐射源和旋转轴之间的距离。在这方面假设推进速度和旋转速度是恒定的。图3也示出了探测器窗口160的中心165；虚线166和167分别表示两个匝的投影，它们位于螺旋线17的与上边缘163和下边缘164相重合的匝之间。
检查区中的每一点在进入锥形辐射束4时投影在下边缘164上并且在离开辐射束4时投影在上边缘163上。可以证明其投影从下边缘164行进到上边缘163时辐射源S围绕相关点正好旋转3π。然而，相对于旋转轴14，由辐射源S执行的旋转运动也可以大于或小于3π。关于此n-PI方法的更多详情参看上文引用的EP 0981 955 A2，其描述被认为包含在本申请中。
所描述的计算的层析X射线成像装置适合于实现该n-PI方法，其中Radon域的各个区域借助于所获取的测量数据，即，依赖于n的选择，以不同的冗余度来填充。在本实例中n＝3，因此各个区域有三重冗余。根据n-PI方法Radon域的各Radon平面再细分成各三角形区。图4展示有这样的三角形区20的单个Radon平面。以剖面侧视图的形式展示螺旋形轨迹，因此对3π扫描来说Radon平面和轨迹的横切点都表示在位置S1到S13。受到辐射源辐照的三角形区域20通过实例展示在位置S7。如在引用的文章中由R.Proksa等人证明那样，由单独的辐射源辐照的所有三角形区域的组合正好三次覆盖所示的Radon平面。
一般来说，n-PI方法需要计算Radon域的一阶径向导数。这些值可以从和Radon平面横切的、发散的各二维(2D)扇形束投影部分算出。下文将解释如何获得所有Radon平面的准完整的和均匀的，尽可能多的非冗余区域。然而，根据冗余度，可能会出现并非所有必须的Radon值都能从所获取的测量数据中算出的情况。然而，设想Radon域以某一种密度填充，此密度足以使丢失的Radon值的简单内插成为可能。
如上所述，设想用n-PI方法已首先获取了测量数据。Radon域再被细分成区。在各区都存在Radon平面，它们都有同辐射源的螺旋形轨迹横切的区域相关的数目。换句话说，同螺旋线有一个横切点的所有Radon平面都位于第一区，而有三个横切点的所有Radon平面都位于第二区，等等。横切点数用标记m来表示。那样的话能够区别三种不同类型的区域。
A)m＝1的区域：这些Radon平面只被辐照一次。当心脏运动信号能够使用所获取的数据时，即，此测量数据的获取发生在足够小的心脏运动的心脏运动的相中时，使用此测量数据。否则丢失的Radon值必须从相邻的值内插。
B)1≤m≤n的区域：此Radon平面被所有m个辐射源位置全部辐照。首先确定能够使用哪些测量数据，由此数据根据心脏运动信号定位辐射源。如果没有辐射源能够使用，那么丢失的Radon值从相邻的值内插。当来自一个或更多辐射源位置的测量数据能够使用时，求测量数据平均值是有益的。
C)m≥n的区域：在这些区域首先进行测量数据的更细的分割。每个三角形区域进一步分成n个独立的子区。图4也展示三角形区域20的这样的子区21，22，23。因这些子区的每个都有探测器的相关部分，它们通过螺旋形轨迹由探测器的细分构成。换句话说，探测器再分成内PI窗口，相对于3-PI窗口的上部分和下部分，等，直到最终形成n个子区。在细分的基础上选择适当的测量数据和寻找子区的可行的结合以使Radon平面完全地和均匀地被填充。如果再次发现没有可行的结合，就内插丢失的Radon值。在测量数据能够使用几次的情况下，可以再求平均值。
图5展示一种Radon平面，它被适当的三角形子区31到36的结合所完全覆盖。填充这些子区31到36的数据来自在辐射源位置S1，S4，S7，S8，S10和S11所获取的测量数据。能容易看出，并非在每个辐射源位置获取的测量数据都被使用；例如，在辐射源位置S11所获取的测量数据中只使用了位于子区35的测量数据来填充Radon平面。
选择测量数据的方法可以这样来修改，即能够使用的辐射源位置或测量数据在估价关于它们靠近心脏的相的程度，即，基于相关测量数据获取期间心脏运动强度给予不同的优先级。心脏运动越强，测量数据的权重越小，即一直实行测量数据的结合以便将Radon平面填满。
计算的层析X射线成像装置和根据本发明的方法能使Radon域完全填满以便获得精确的3D数据组重建。根据本发明从尽可能小运动的心脏运动的相选择测量数据以便达到尽可能高的图象质量。然后用已知的方法能够实行重建本身。此类重建方法公开在引用的EP0981 995A2以及在由R.Proksa等人引用的文章中，通过参考文献它显然结合于此中。