技术领域
本发明涉及一种用计算机断层造影设备产生检查对象的断层造影层析图 像的方法，其中，为了扫描优选至少具有部分周期运动的检查区域的检查对象， 产生至少两个分别从一个焦点到相对设置的、包括多个探测器元件的探测器的 扇形和角位移的射线束，这些射线束围绕系统轴旋转地扫描检查对象，必要时 将检查对象在系统轴方向相对于射线束连续进动，并进行至少部分重叠的扫描， 由探测器元件输出的、表示射线在穿过检查对象时的衰减的探测器输出数据， 与射线的间接或直接的空间方向数据一起被测量，并转换为投影数据组，接着 用至少两个扫描射线束的投影数据组计算层析图像，其中对每个完成的层析图 像都采用在至少180°的投影间隔内进行的扫描总数的数据，这些数据由至少两 个扫描射线束的测量数据组成。
背景技术
这种借助多个有角位移的射线束产生层析图像的计算机断层造影方法和 相应的计算机断层造影设备一般是公知的。对此尤其是在公开文本DE 10354900.5(US2005-0111623A1)和DE10354214A1中给出了说明。这些公开文 本的公开内容在此被完全引入到本申请中。上述两个公开文本都展示了一种利 用探测器再现断层造影层析图像的方法，这些层析图像是通过至少两个相互之 间有角位移的、互相旋转的射线束产生的。在上述第一公开文本中，从通过两 个射线束获取的探测器数据中产生完整的180°投影片段，这些投影片段对应于 被扫描对象的特定周期阶段，然后再现为层析图像序列。在上述后一公开文本 中，发明人建议首先从小的检查片段中产生与片段图像堆同时采集、然后角度 互补和逐层地叠加为断层造影层析图像的部分图像，所述断层造影层析图像是 从所有180°片段中产生的。
两种方法有一点相同，即从借助至少两个射线束进行扫描获得的探测器数 据中，为了计算图像使用来自总共至少180°的扫描间隔的所有数据，其中为了 达到最佳的时间分辨率分别组成和使用来自探测器的角度正确的数据。为了达 到最大的时间分辨率，在具有两个相差90°位移的射线束的计算机断层造影设 备中由每个射线束使用在90°的角度上扫描出的数据。
通过这种扫描以及随后的图像产生，例如可以产生心脏图像序列，其时间 分辨率足以在患者的正常快速跳动的心脏下达到在诊断上足够重要的、例如涉 及冠状动脉的图像判断。但问题是，对于最佳的时间分辨率在非最有利的情况 下，用于进行诊断的、对图像有影响的剂量可能不够。
发明内容
本发明要解决的技术问题在于找到一种方法和实施该方法的计算机断层 造影设备，可以就出现的图像噪声或就时间分辨率来说优化CT拍摄的图像质 量。
发明人已经了解，在特定的前提条件下，即检查对象的运动频率或速度足 够小，为了评价被拍摄的对象更为有利的是，以牺牲最佳时间分辨率为代价通 过部分冗余已有探测器数据产生待再现的图像，由此提高每幅图像所使用的剂 量，并因此改善图像质量。根据本发明，为计算机断层造影设备的使用者提供 了设置的可能性，利用该设置可能性使用者可以说明在再现层析图像序列时在 多大程度上使用重叠的数据组，其中作为对策要付出层析图像序列的时间分辨 率减小的代价。
根据这一基本思想，发明人建议，对本身公知的用计算机断层造影设备产 生检查对象的断层造影层析图像的方法进行改善，其中为了扫描优选具有至少 部分周期运动的检查区域的检查对象，产生至少两个分别从一个焦点到相对设 置的、包括多个探测器元件的探测器的检查区域的扇形和角位移的射线束，这 些射线束围绕系统轴旋转地扫描检查对象。必要时使检查对象在系统轴方向相 对于射线束连续移动，并至少部分重叠地进行扫描，由探测器元件输出的、表 示射线束在穿过检查对象时的衰减的探测器输出数据，与该射线束的间接或直 接的空间方向数据一起被测量，并转换为投影数据组，接着用至少两个扫描射 线束的投影数据组计算层析图像，其中对每个完成的层析图像都采用来自在至 少180°的投影间隔内进行的扫描总数的数据，这些数据由至少两个扫描射线束 的测量数据组成。该方法的改善在于，为了计算完成的层析图像，对每个完成 的层析图像从至少两个射线束的所测量的数据中采用来自重叠的投影间隔的冗 余数据，其中为了改变时间分辨率和图像质量，在计算层析图像之前确定所采 用的各个射线束的投影数据的重叠区域的大小。
向具有至少两个角位移的射线束的计算机断层造影设备的使用者提供了 以下可能性，在计算计算机断层造影图像时在该计算之前给定被冗余使用的数 据所占的百分比。由此提高了对每幅再现层析图像所采用的剂量，由此根据用 于产生图像的剂量和图像质量之间的公知关系，可以改善对检查对象的显示。 但前提条件是，作为运动模糊的对策不会损害改善图像质量的希望。对此进行 的评价留给本发明方法的使用者，其中完全可以例如在心脏扫描时以提高的时 间分辨率拍摄心脏的特定区域，而可能较弱运动并因而不需要高分辨率的其他 区域通过再现方法显示，该再现方法在产生图像时使用更多的射线剂量。
为了避免在使用冗余探测器数据过程中产生图像伪影，另外还建议，在投 影数据的重叠区域内，用加权函数这样加权冗余数据，使得通过由至少两个射 线束多次测量相同对象区域而产生的冗余被均衡。
例如，加权函数在整个重叠区域中对来自n个射线束的测量值的每个分量 都用1/n同等加权。但在该措施中，会在重叠区域和非重叠区域之间的过渡区 域中出现伪影。
为了避免这种伪影，发明人还建议，加权函数只在重叠区域的大部分对来 自n个射线束的测量值的每个分量用1/n同等加权，其中在重叠的边界区域中 连续增加在旋转方向上下一个射线束的权重。在此当然要将权重的和一起标准 化，也就是权重和始终等于1。
在所描述的方法中，一方面可以在再现之前用至少180°的投影间隔产生加 权的投影数据组，并从中产生完成的层析图像。这基本上对应于在公开文本 DE10354900.5中描述的方法。另一方面还可以通过采用本发明的方法，在再现 时用小于180°的投影间隔从各个射线束的数据组中产生未完成的部分图像，为 了产生完成的层析图像根据重叠大小对这些部分图像进行加权。该方法对应于 公开文本DE10354214.0中展现的再现方法。
就采用的射线束来说，优选恰好采用两个相互有角位移的、优选相互垂直 设置的射线束。这些射线束可以大小相同，也可以具有不同的扇角。
或者，还可以使用三个相互有角位移的、优选互相移位60°或120°的射线 束。这些射线束也可以大小相同，或者具有不同的扇角。
所述方法既可以针对二维再现方法又可以针对按照体素进行再现的三维 再现方法使用。
另外，发明人还建议，这样构造本方法，直接在计算CT图像之前由操作 员个人输入不同的重叠大小，其中优选用在用至少两个射线束进行扫描期间多 次相同测量的探测器输出数据进行计算，在此产生多个图像序列，它们通过采 用不同强度重叠的投影间隔来区分。
通过该措施，操作人员可以在观看所计算的图像序列时决定是否以较高或 较低的时间分辨率为代价，来获得由于加大了使用的剂量而改善的图像质量。
根据前面描述的本发明人的基本思想，还提出一种计算机断层造影设备， 优选为心脏CT，为了产生检查对象的具有特定时间分辨率和图像质量的层析图 像序列，该计算机断层造影设备至少具有用于产生至少两个分别从一个焦点扇 形发出的射线束的装置，该射线束为了扫描优选为周期运动的对象而围绕公共 的系统轴旋转，必要时还具有用于使检查对象沿着系统轴运动的装置，用于根 据通过至少两个射线束产生的探测器输出数据再现层析图像序列的装置，对该 计算机断层造影设备进行如下改进：设置输入装置，用于将所采用的、来自至 少两个射线束的探测器输出数据进行期望的重叠，以计算层析图像。
这种输入装置例如可以是电位计，可以按照旋转电位计或滑式电位计的形 式，或者还可以是作为具有所谓“人机接口”(也就是具有键盘、鼠标或操纵杆 等等)的屏幕-程序组合的输入装置，从而可以由操作人员设置期望的重叠程度。
根据上面描述的方法，这种计算机断层造影设备恰好具有两个优选错开 90°或者3个优选错开60°或120°的射线束。这些射线束可以通过设置在支架中 的X射线管产生，或者还可以通过相应偏转到旋转的阳极或围绕患者圆形设置 的阳极上来形成此前的加速电子辐射，并由此实现多个相应形成的射线束。至 于探测器，既可以采用相同大小的探测器，又可以采用不同大小的探测器，这 些探测器设置在焦点对面，并相应地围绕CT的系统轴旋转。但在本发明中， 采用固定设置的、空心圆柱体形的探测器，其具有多个探测器元件，在此只有 射线束以及必要时与X射线管一起围绕患者旋转。
附图说明
下面借助附图详细解释本发明，其中采用以下附图标记和变量：1：CT设 备；2：第一X射线管；3：第一探测器；4：第二X射线管；5：第二探测器； 6：外壳；7：患者；8：卧榻；9系统轴；10：计算单元；10.1：电位计；11： 圆形段/第一探测器的投影数据；11.1：第一探测器的加权函数；12：圆形段/ 第二探测器的投影数据；12.1：第二探测器的加权函数；13：圆形段/第三探测 器的投影数据；13.1：第三探测器的加权函数；14：再现间隔；14.1-14.5：投 影分段；15：加权函数的和；16：重叠区域；17：投影分段的边界；18：重叠 边界；Dx：探测器；Fx：焦点；Lx：探测器的长度；Prg1-Prgn：程序模块；Sx： 射线扇形；βx：扇角；γ：加权函数。
具体示出：
图1示意性示出心脏CT的示意三维显示；
图2示出具有两个焦点和两个不同大小探测器的支架的截面；
图3示出具有3个有角位移的射线束的CT的示意例；
图4示出具有两个有角位移的射线束和覆盖360°的探测器的CT的示意例；
图5示出来自两个有角位移的射线束的用于图像再现的重叠数据；
图6示出在图5的再现间隔内加权函数的第一示例变化；
图7示出在图5的再现间隔内加权函数的第二示例变化；
图8示出来自3个有角位移的射线束的用于再现图像的重叠数据；
图9示出在图8的再现间隔内加权函数的第一示例变化；
图10示出在图8的再现间隔内加权函数的第二示例变化；
图11示出在分段再现不完整的部分图像时采用来自3个重叠的并具有相 同重叠边界和分段边界的探测器数据的例子；
图12示出在分段再现不完整的部分图像时采用来自3个重叠的并具有不 同重叠边界和分段边界的探测器数据的例子。
具体实施方式
在图1中以三维示意图形式示出心脏CT1。该CT由外壳6构成，在外壳 内设置有未详细示出的旋转框架(支架)，借助该旋转框架使两个X射线管2 和4包括分别相对设置的多行探测器5和3一起围绕患者旋转运动。患者位于 可沿系统轴9平移的患者卧榻8上，通过X射线管-探测器组合的旋转和患者的 线性移动之间的组合，以公知方式实现对患者7的螺旋扫描。对支架和其上设 置的X射线管的控制，包括控制可纵向平移的卧榻8，都由计算单元10通过处 理预定程序Prg1-Prgn完成。在扫描期间由探测器提供探测器输出数据，并将数 据传送到计算单元10，同时计算单元10还获得患者的EKG信息，从而以本身 公知的方式再现心脏CT图像序列。在计算单元10上例如具有电位计或滑式调 节器10.1，用于调节所采用的投影间隔的重叠。
图2、3和4再次示意性示出了适合于实施本发明方法的焦点-探测器组合 的不同变形。
图2中示出两个不同的多行探测器的横截面。探测器D1具有比长度为L2的探测器D2明显更小的长度L1。相应地，分别从焦点F1到探测器D1和从焦点 F2到探测器D2的射线扇形S1和S2具有不同大小的扇角β1和β2。射线束(就其 点划线所示的中线来说)在此相互垂直。
图3示出另一种具有三个焦点F1、F2、F3的三个焦点-探测器组合的变形， 这三个焦点对面分别设置了探测器D1至D3，探测器设置在一个支架上，其中 射线扇形S1至S3(就其点划线所示的中线来说)以120°的角位移设置。
最后，图4示出焦点-探测器组合的另一种可能变形。在此示出环形设置的 探测器D，与所示的两个焦点F1、F2相反，该探测器不旋转。在扫描时，只有 由焦点F1、F2构成的射线源围绕设置在中心的检查对象旋转，并在此分别构成 射线扇形S1和S2。与图2类似，这些射线扇形相互之间有90°的角位移，并在 空心圆柱体形状的探测器D上产生探测器信号，利用这些信号扫描被射线束穿 过的检查对象的吸收值。
在所有示出的只示出一种可能实施方式的焦点-探测器变形中，都示出至少 两个射线束，它们围绕系统轴旋转地扫描检查对象，并在此过程中相应地提供 探测器输出数据。根据本发明，将这些输出数据以操作员确定的重叠大小用于 产生CT层析图像，如图5所示。
图5示意性示出在总共180°的角度范围内用总共两个有角位移的射线束扫 描检查对象。要说明的是，所示图没有示出两个射线束的实际被扫描的投影角 度，而是在图5中只示出来自相应探测器的、用于后面图像再现的数据的重叠 区域的大小。探测器D1的数据对应于圆形分段11，而探测器D2的数据对应于 圆形分段12。重叠区域通过圆形分段16显示。通过合并两个数据并考虑相应 的加权，最后组合出180°的投影间隔，如由圆形分段14所示。
图5下面的图6示出来自两个探测器在投影角度180°范围内的数据的所属 加权函数γ。在此，根据圆形分段11将加权函数11.1分配给来自第一探测器D1的数据，并根据圆形分段12将加权函数12.1分配给来自第二探测器D2的数据。
总之，加权函数的和(通过线15显示)在总共180°的投影角范围上总是 为1。相应地，对于分别来自两个探测器的数据，在只由一个探测器的数据覆 盖的角度区域内，加权函数为1，而在重叠的区域内加权函数为0.5。
但是还要指出，不必总是对两个探测器进行相同的加权。这样，例如可以 通过在探测器上不平等地分配加权来考虑探测器的不同品质。
图7示出类似于图6的加权函数的变化的另一个例子，但是在此示出没有 重叠的区域和重叠的区域之间的平滑过渡，从而可以避免由于尖锐的过渡(如 图6所示)而引起的伪影。
图8类似于图5再次示出180°上的再现间隔14，但在此将来自总共3个探 测器的数据用于形成再现间隔，这里也出现重叠区域16，其中分别将来自两个 探测器的冗余数据用于形成再现间隔14。这种数据组例如可以由焦点-探测器 组合产生，如图3所示那样。
在图8下面的图9和图10示出在此可使用的加权函数γ的变化例子。在图 9和图10中，用于第一探测器的投影数据11的加权函数11.1在0°到45°的范 围内为值1，在45°到90°之间下降为0.5，在90°到180°之间不存在。第二探测 器的投影数据12的加权函数12.1从0°到45°是值0，此后直到135°一直上升为 0.5，最后又下降为0。第三探测器的数据的加权函数13.1在90°以0.5开始， 在135°之后上升为1，并将该值保持到180°。在图9中，示出在不同加权值之 间跃迁式的过渡。
所有加权函数的和用线15表示，并在整个投影间隔上为1。
图10中的加权函数的变化基本上相同，但是在此在各个区域之间显示出 更为柔和的过渡，以避免图像伪影。值得注意的是，在90°的范围内第二探测 器的加权函数12.1短暂上升到1，以实现向另一个加权函数的平滑过渡。
在此还要指出，加权函数在重叠区域中不必对两个重叠的探测器都具有相 同的值。在此也可以使品质较好的探测器具有比品质较差的探测器更高的权重。
此外还要指出，所示的展现了重叠(其中分别只有两个探测器重叠)的变 形只是示例性的。当然还可以找到其中来自三个探测器的值相互重叠的再现间 隔，从而在此对特定的投影区域来说通过采用相应的加权函数考虑来自总共三 个探测器的数据的冗余。
图5至10所示的产生投影间隔的例子可以用于再现方法，其中为了再现 采用总共180°的投影间隔。但如果采用对部分图像的再现首先借助于非完整的 小于180°的再现间隔实行、然后将再现的部分图像组合为总图像的图像计算方 法，则所示方法可以转用到这些部分片段上。图11和图12示出了两个这种例 子。
图11示出该方法的简单变形。在此，对来自具有三个焦点-探测器组合和 对应产生的三个射线束的系统的数据进行处理，其中对来自第一、第二和第三 射线束的探测器数据仍用附图标记11、12和13表示。在此0°到180°的再现间 隔被分为5个相等的投影片段14.1至14.5，其中按有利的方式使分段边界与探 测器数据的重叠边界一致，从而在投影片段14.1至14.5的总长度范围内可以对 探测器数据进行恒定的加权。在所示例中，投影片段14.1只具有来自第一射线 束的投影数据11。投影片段14.2从开始到结束都只具有来自第一和第二射线束 的投影数据11和12，它们被分别对半加权或根据各自的探测器品质加权。中 间的投影片段14.3具有来自所有三个射线束或者说是所属的探测器D1-D3的投 影数据，这些投影数据在探测器品质相同时用等于1/3的加权函数γ加权。在投 影分段14.4中只存在来自第二和第三射线束的数据，而最后一个投影分段14.5 只包含第三射线束的投影数据13。然后，从投影间隔14.1至14.5中计算出不 完整的部分图像，如在上面引用的公开文本DE10354214.0中描述的那样，并 将它们组合成完整的层析图像。
图12示出涉及产生投影部分片段的比较困难的情况，因为这里所示的具 有边界17的投影片段14.1至14.4不再与各射线束的投影数据的重叠边界18 一致。但在此可以采用一条类似于根据图5或8用于从0°到180°的整个投影分 段上的计算规则，从而可以相应地分析其中存在多个射线束的投影数据的部分 重叠的分段。
当然，在此在重叠边界上也可以采用加权函数的平滑过渡，以避免图像伪 影。
总之，通过本发明提供了用于产生断层造影层析图像的方法，该方法使得 相应的计算机断层造影设备的用户可以可变地调节时间分辨率和用于计算层析 图像的剂量，并由此调节用于识别检查对象的各结构的最佳图像质量。
在此还要说明的是，所描述的方法既可用于心脏CT检查的领域又可用于 检查任意运动的检查对象。在心脏CT检查时，大多采用附加的EKG信息，以 便能及时地将来自多个周期的数据组合在一起。相应地，也适用于其它周期运 动的检查对象。但是，本方法还可以用于一般运动的检查对象，在通过图像序 列进行的三维显示中可变地采用不同的时间分辨率和与此对应的不同剂量来产 生图像。
另外还要说明的是，根据本发明的方法既可以用于螺旋扫描又可以用于圆 形扫描。
可以理解，本发明的上述特征不仅可以用于各种给定的组合，还可以用于 其它组合或单独使用，而不会偏离本发明的范围。