成像装置以及放射治疗设备 技术领域 本发明涉及一种具有 X 射线源和 X 射线探测器的成像装置， 诸如尤其是用于制作 医学图像。本发明还涉及一种具有此类成像装置的放射治疗设备。
背景技术 放射治疗是一种为了治疗肿瘤而建立的方法。在此， 将治疗射束 ( 例如兆伏级高 能 X 射线辐射的 X 射线束 ) 对准待照射的患者。因此必须将患者在空间上尽可能精确地相 对于治疗射束进行定位， 从而能够尽可能精确地照射待照射的组织。
众所周知的是如下的放射治疗设备 ： 其除了具有一个治疗射线源之外， 还具有一 个可用来借助诊断用 X 射线辐射制作医学图像的成像装置。诊断用 X 射线辐射 ( 不同于治 疗用兆伏 X 射线辐射 ) 通常也称作千伏 X 射线辐射。在治疗之前和 / 或治疗期间可以利用 这种成像装置来监视患者的位置。
US 6,842,502 公开了一种放射治疗设备， 在该放射治疗设备上设置了一个成像装 置， 后者可以用于所谓的锥形束 CT(CT 表示计算机断层造影 )。 利用该成像装置可以记录患 者的三维数据组。
尤其在放射治疗领域时需要进一步扩展成像装置， 以便保证使用更加灵活， 并且 能尽可能精确地制作患者的图像。但是这种扩展并非仅限于放射治疗设备中的成像装置， 而是也可以在成像装置中被普遍采用。
发明内容
因此， 本发明的技术问题在于， 提供能够精确成像而且使用灵活的一种成像装置 和一种放射治疗设备。
按照本发明的成像装置具有 ：
一个 X 射线源，
一个 X 射线探测器， 以及
一个旋转装置， 其被构造为围绕旋转中心转动 X 射线源和 X 射线探测器，
其中， 成像装置还具有一个用于移动 X 射线源的平移装置， 该平移装置这样构造， 使得 X 射线源沿着其可以移动的方向具有与通过 X 射线源围绕旋转中心转动所描绘的旋转 圆相切的分量。
可以利用平移装置将 X 射线源定位在不同的位置上。通过直线平移 X 射线源可以 到达不同的位置。就此可以选择 X 射线源的不同位置， 也就是， 从其将 X 射线辐射对准探测 器的位置。由此可产生不同的射束几何形状， 例如利用这些不同的射束几何形状可以执行 不同的成像模态 (Bildgebungs)。
为了在不同的成像位置之间进行变换， 可以借助平移装置例如纯直线的移动 X 射 线源。为此， 平移装置可以具有一种轨道结构， 其能够以简单的机械措施来实现。利用平移 装置可以将 X 射线源作为整体移动， 也就是将 X 射线辐射器作为整个的结构单元 ； 由此从 X射线辐射产生的射束斑的位置也会随之移动。
平移装置尤其可以沿着与旋转圆相切的方向移动 X 射线源。由此能将从 X 射线源 射出的辐射锥体一方面 ( 从第一个成像位置开始 ) 居中对准旋转中心， 另一方面 ( 从下一 个成像位置开始 ) 偏心地对准， 也就是从旋转中心旁边经过。
从 X 射线源射出的辐射锥体中心射束可以垂直射向 X 射线探测器， 而且即使在 X 射线源的不同位置也是如此。而从 X 射线源射出的穿过旋转中心的射束则以不同的角度射 向 X 射线探测器， 而且取决于 X 射线源的位置。在其中一个位置上， 穿过旋转中心的射束可 以垂直射向探测器。而在其它位置上， 该射束则以不等于 90°的角度射向探测器。
成像装置还可以具有另一个用来移动 X 射线探测器的平移装置。该另一个平移装 置这样构造， 使得 X 射线探测器沿着其可以移动的方向具有与 X 射线探测器围绕旋转中心 转动所描绘的旋转圆相切的分量。
通过该实施方式可以将 X 射线探测器类似于 X 射线源移动。由此能将 X 射线探测 器的位置与 X 射线源的位置相匹配， 以便例如优化射束几何形状。然后就能使用比较小的 探测器。可以针对从 X 射线源射出的射束路径的位置， 调整和 / 或调谐被照射的探测器表 面。
可以这样布置用于 X 射线源的平移装置和用于 X 射线探测器的平移装置， 使得可 以平行于 X 射线源移动 X 射线探测器。X 射线探测器沿着其移动的方向尤其可以平行于 X 射线源沿着其移动的方向。
成像装置可以在第一运行模式下运行， 在该第一运行模式下可记录 X 射线源和 X 射线探测器围绕旋转中心旋转期间的图像数据， 并且可在该第一运行模式下将 X 射线源和 X 射线探测器这样相互对齐， 使得 X 射线源的中央射线基本上穿过旋转中心。 成像装置可以 在第二运行模式下运行， 在该第二运行模式下可记录 X 射线源和 X 射线探测器围绕旋转中 心旋转期间的图像数据， 并且可在该第二运行模式下相对于第一运行模式借助平移装置沿 着方向移动 X 射线源， 使得从 X 射线源射出的中央射线从旋转中心旁边经过。
在第一运行模式下， X 射线锥体的中央射线基本上穿过成像装置的旋转中心。在 该运行模式下可以重建一个能反映一定视野 ( 英语 ： FOV 表示 “Field ofView” / 视野 ) 的 待检查对象的三维图像。
与此相比， 在第二运行模式下可以重建一个反映扩展视野 (“extended FOV” )的 三维图像。允许重建放大的图像容积。
原则上可以考虑， 如下地获得扩展视野 ： 仅转动 ( 而不是移动 ) 从 X 射线源射出的 辐射锥体， 使得偏心地经过旋转中心。但是已经认识到包括移动 X 射线源的按照本发明的 解决方案具有优点。所建议的解决方案要求如下 ： 必须稍微移动 X 射线探测器 ( 或者如果 要通过探测器尺寸补偿改变了的射束几何形状， 则必须延长 X 射线探测器 )， 以便获得类似 的扩展 FOV。
另一方面这意味着由于用于扩展 FOV 模式的位置很少偏心， X 射线探测器具有较 小的杠杆臂 (Hebelarm)， 因此整体系统所承受的机械晃动比较小。由此对图像质量的影响 也很少。
成像装置可以具有一个计算机单元， 用于根据旋转期间所记录的图像数据重建三 维图像。计算机单元尤其可以被构造为在重建中对记录的图像数据进行加权， 其中在对第一运行模式下记录的图像数据重建图像时进行的加权不同于在对第二运行模式下记录的 图像数据重建图像时进行的加权。通过这种方式可以改善图像质量， 因为加权考虑到改变 了的射束几何形状的所记录的原始图像数据。
可以使成像装置在断层合成模式 (Tomosynthese-Modus) 下运行， 其中在不同的 平移位置上激活 X 射线源， 用于产生多个可用来重建断层合成图像的图像数据记录。在不 同成像位置上移动 X 射线源的过程中， 可以将成像装置保持在某一固定的旋转角。可以以 相应的方式反向移动 X 射线探测器。除了平移 X 射线源之外， 如有需要， 还可以摆动从 X 射 线源射出的 X 射线锥体， 从而使其射向探测器。利用在此处理记录图像数据的计算机单元 可以重建断层合成图像。
与 那 些 借 助 多 个 相 邻 静 态 布 置 的 射 线 源 进 行 模 糊 断 层 成 像 (Verwischungstomographie)/ 断层合成的解决方案相比， 或者与那些可利用机架围绕患者 转动的固定的源探测器装置的解决方案相比， 该解决方案具有较小的结构开销， 以及能加 速记录图像数据。
通过控制平移装置可以这样调整 X 射线源的位置， 使得均衡通过在成像装置上的 支架扭曲所形成的定位误差。 尤其可以自动调整 X 射线源的位置， 例如借助一个控制装置进行调整。尤其可以 在成像装置围绕旋转中心转动的过程中动态地调整 X 射线源的位置， 以便均衡旋转过程中 由于各部件 ( 例如机械支架 ) 不同的弯曲程度而产生的定位误差。可以直接在设备上均衡 定位误差。由此射线源始终处在没有误差的理想位置上。这与那些仅仅通过相应的构造具 有所属的校准的记录软件均衡机械扭曲的系统相比具有优势。避免了成本高的校准。
按照本发明的放射治疗设备具有一个治疗射线源， 从该射线源可以将治疗射束对 准待照射的对象， 并且具有一个按照本发明的成像装置。
这种放射治疗设备可以将治疗射线源安装在一个可围绕对称中心 (Isozentrum) 旋转的机架上。机架可以具有例如包括一个悬臂的结构， 从该悬臂将治疗 X 射线辐射指向 对称中心。
可以将成像装置安装在这种机架上， 由此可以通过旋转机架将成像装置围绕旋转 中心转动。成像装置的旋转中心由此可以与放射治疗设备的对称中心重合。
可以将成像装置这样布置在放射治疗设备中， 使得通过平移装置在至少两个成像 位置之间移动 X 射线源， 其中一个成像位置位于治疗射线源对面， 或者处在治疗辐射的对 称中心中央射线的轴线上。
以这种方式可以这样布置一些成像位置， 使得射出的 X 射线束的射束路径正好与 治疗射束反向。这特别有利于定位患者。平移装置尤其可以沿着平行或者处在机架旋转平 面之中并且垂直于治疗射束中心轴线的方向移动 X 射线源。
放射治疗设备可以具有一个 X 射线源支架， 该支架这样构造， 使得 X 射线源可以从 某一停放位置移动到成像位置之中。
因此该支架允许 X 射线源这样远地移动到停放位置， 使得不再通过治疗用 X 射线 辐射将其射中。例如支架可以垂直于机架的旋转平面执行直线运动， 以便将 X 射线源移动 到停放位置中。与此相反， 平移装置则可以执行垂直于该方向的平移运动。尤其可以将平 移装置集成在支架中。
附图说明 根据下面的附图对具有有利扩展的本发明的实施方式做进一步解释， 但本发明并 非仅限于此。附图中 ：
图 1 示出了放射治疗设备的正视图， 其中千伏射线源布置在治疗用兆伏射线源对 面，
图 2 示出了放射治疗设备的正视图， 仅具有移动后的 X 射线源和 X 射线探测器，
图 3 示出了放射治疗设备的正视图， 仅具有旋转后的 X 射线路径和移动后的 X 射 线探测器，
图 4 示出了放射治疗设备的侧视图，
图 5 示出了放射治疗设备的侧视图， 具有已驶入的 X 射线源和已驶入的 X 射线探 测器， 以及
图 6 和图 7 示出了在居中以及偏心的成像装置的情况下的射线路径示意图。
具体实施方式 图 1 示出了放射治疗设备 11 的正视图。
可以看出患者 13 居中平躺在患者卧榻 15 上。承载放射治疗设备 11 部件的机架 17 可以围绕患者 13 转动。机架 17 在图 1 中以垂直位置示出。
在该位置中， 机架 17 上方具有一个悬臂 19， 在该悬臂中布置了加速器的部件和射 束成形元件。治疗辐射的初始焦点在悬臂 19 之中， 从中可以将治疗辐射指向患者 13。为了 简明起见， 图 1 中没有示出治疗辐射的射线路径。
放射治疗设备 11 具有一个成像装置。其包括一个用于诊断 X 射线辐射的 X 射线 源 21， 该 X 射线源布置在患者 13 的另一侧 ( 与悬臂 19 相对 )。与治疗用辐射的方向相反 的诊断用 X 射线辐射从 X 射线源 21 指向 X 射线探测器 23。可以借助该成像装置制作患者 的透视图像。
可以使成像装置在所谓的锥形束模式下运行。在此， 将机架 17 围绕患者 13 转动， 并且从多个不同的角度制作患者 13 的投影图像。可以根据投影图像重建三维的锥形束计 算机断层造影。
在机架 17 转动时， X 射线源 21 沿着虚拟的旋转圆 25 运动。放射治疗设备 11 此 外还具有一个平移装置 27， 利用该平移装置可以将 X 射线源 21 运动或者直线移动。X 射线 源 21 沿着其移动的方向在此与虚拟的旋转圆 25 相切。
除了移动 X 射线源 21 之外， 同样也可以移动 X 射线探测器 23。该运动也可以是方 向与虚拟旋转圆 25 相切的平移运动。X 射线源 21 和 X 射线探测器 23 尤其能够相互平行运 动同样的大小。
图 2 所解释的就是这个情况。这里可看出， 与治疗射线路径的主轴线相比， 已经平 行移动了从 X 射线源 21 射出的锥形束 29。如果现在转动机架 17 并且利用成像装置制作投 影图像， 则可以据此制作具有较大视野 (extended field ofview/ 扩展视野 ) 的锥形束计 算机断层造影。这样尤其能够更好地对例如较胖的患者或者较大的肿瘤进行成像。
为此， 也可以直线移动 X 射线源 21 和 X 射线探测器 23， 例如在机架的角位置相同
时制作断层合成图像。为此在平移运动过程中激活 X 射线源和 X 射线探测器。
图 3 所示为以另一种方式达到增大的视野的方案。这里仅仅移动 X 射线探测器 23， 并且仅仅转动从 X 射线源 21 射出的锥形束 29， 使其射向移动后的探测器 23。由于 X 射 线源 21 本身不可移动， 而是只能转动， 因此无法制作断层合成图像。
图 4 所示为按照图 1 和图 2 所示的放射治疗设备的侧视图。
可以看出， 机架 17 具有悬臂 19。X 射线源 21 和 X 射线探测器 23 位于成像位置。 这意味着， 只要 X 射线源 21 和 X 射线探测器 23 从后缩的停放位置向外伸出， 则 X 射线源 21 也能透视已经基本上为了照射调整定位的患者 13。
相反， 图 5 所示的 X 射线源 21 和 X 射线探测器 23 位于后缩的停放位置之中。如 果治疗射束 31 指向患者 13， 则可以采取这一停放位置， 使得成像装置离开治疗射束 31。
按照图 4 所示的示图不仅对应于图 1 所示的放射治疗设备 11( 具有布置在中间的 X 射线源 21 和 X 射线探测器 23)， 而且也对应于图 2 所示的放射治疗设备 11( 具有偏心布 置的 X 射线源 21 和 X 射线探测器 23)。
图 6 所示为 X 射线源 21 布置在中间的情况下针对以下解释使用的坐标。这意味 着， X 射线源 21 和 X 射线探测器 23 这样相对设置， 使得中央 X 射线束 35 穿过旋转中心 33， 并且同时是对称中心射束 37。 相反， 图 7 所示则为 X 射线源 21 以及 X 射线探测器 23 平行移动后的布置结构。 射 出的中央 X 射线束 35 不再穿过旋转中心 33， 或者换句话说， 穿过旋转中心 33 的对称中心射 束 37 没有居中射向 X 射向探测器 23。
以下观察涉及重建方面以及在重建之前可以进行的加权方面。
为了增大视野， 与居中布置相比偏置平面图像探测器。由于 X 射线源的射束角度 有限， 因此可以平行于平面图像探测器移动 X 射线源， 使得射束路径可以覆盖一个增大的 视野。
例如， 如果存在 180°的平行射束投影， 则借助反投影方法可获得三维图像。如果 辐射锥体 29 覆盖一半视野， 则足以获得扩展视野。这意味着， 辐射锥体 29 始终涵盖对称中 心或者说旋转中心 33。
与传统的锥形束成像的区别在于， 对称中心射束 37( 也就是从 X 射线源 21 穿过对 称中心 33 的射束 ) 现在不再垂直射向平面图像探测器 23。
可以加权所记录的原始图像数据。 例如可以通过处理记录的图像数据和重建例如 锥形束 CT 的计算机单元进行加权。
如果利用居中布置的 X 射线源重建图像， 则可以借助以下公式进行预加权 ：
f 表 示 SID( 英 语 ： source imager distance/ 源 像 距 ) ； D 表 示 SAD( 英 语 ： source-to-axis distance/ 源轴距 ) ； β 表示射出的辐射锥体的旋转角 ； (u， v) 表示像素 的坐标 ； xr 以及 yr 表示相对于对称中心射束 37 的入射点 (u0， v0) 的相对坐标。
如果已经移动了 X 射线源， 则可以更改预加权。替代参考对称中心射束 37 进行加 权， 也可以参考垂直射向平面图像探测器 23 的射束 35 对像素进行加权。
因此建议以下算法 ：
- 移动后的探测器 ： 将在计算时使用的投影矩阵与平面图像探测器的平移相匹配。 - 确定垂直射向平面图像探测器的射束 ( 入射点 (u′， v′ ))。
- 进行预加权， 而且是使用涉及 (u′， v′ ) 的坐标 (xr， yr)。
也能以不同的程度偏置平面图像探测器和 X 射线源。该算法适用于在平行方向偏 置的情况。
如果将射线源例如偏置大小 d， 则可以根据投影矩阵确定新的点 (u′， v′ )。进 β 行推导时将位于中心的 X 射线源的投影矩阵 P 以及移动后的 X 射线源的投影矩阵 Qβ 相互 比较。Pβ 和 Qβ 的区别仅在于平移参数。所有其它系数没有变化。投影对称中心的位置按 照 -SID/SAD·d 变化。结果为 ：
q03 ＝ p03+SID/SAD·d
例如， 在用于扩展视野的几何校准过程中可以利用移动后的 X 射线源来确定投影 β 矩阵 Q 。点 (u0， v0) 与系数 (p03， pi3) 始终一致， 也就是与投影矩阵的投影中心始终一致 ( 坐标 (0， 0， 0) 的图像 )。因此
(u′， v′ ) ＝ (q03-SID/SAD·d， q13)。
最后一个方程与投影角 β 无关。
为了制作用于重建的各个投影， 例如可以从不同的投影方向记录大约 400 个投影 图像。
有利的是， 将 X 射线源的平移保持在尽可能小的程度， 以便提高机械精度的稳健 性， 尤其是在需要极高图像质量之处减小加权系数对对称中心射束的影响。
附图标记清单
11 放射治疗设备
13 患者
15 患者卧榻
17 机架
19 悬臂
21X 射线源
23X 射线探测器
25 旋转圆
27 平移装置
29 锥形束
31 治疗射束
33 旋转中心
35 中央 X 射线束
37 对称中心射束