專利名稱：利用多焦點檢測器組合產(chǎn)生周期運動對象斷層圖像的方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種用于產(chǎn)生周期運動對象的斷層造影圖像、尤其是X射線CT圖像的方法，其中，對象的周期運動具有交替的運動和靜止階段。為了對周期運動的檢查對象進(jìn)行掃描，使多焦點檢測器組合在同軸延伸的軌道上圍繞檢查對象運動，并同時測量檢查對象的用于確定靜止和運動階段的移動信號以及將這些信號相關(guān)地存儲為檢測器的輸出信號。然后，在所存儲的檢測器輸出信號的基礎(chǔ)上，可以借助于反向投影、通過螺旋重構(gòu)和整形(Reformatierung)產(chǎn)生斷層造影圖像。
背景技術(shù)：
借助多焦點檢測器組合產(chǎn)生斷層圖像的計算機斷層造影方法例如在美國專利文獻(xiàn)US 4 196 352、US 4 384 359、US 5 966 422、US 4 991 190和US 6 421412 B1中公開。另外，在德國專利申請公開文獻(xiàn)DE 199 57 082 A1中公開了，為了顯示跳動的心臟，平行于掃描過程通過EKG(心電圖)記錄心臟的運動信號，由此確定心臟的靜止階段并且僅對靜止階段的圖像進(jìn)行求值，此外，在該文獻(xiàn)中X射線源僅在靜止階段工作。
此外，請參見T. Flohr，B.Ohnesorge的文章“Heart-Rate AdaptiveOptimization of Spatial and Temporal Resolution for ECG-Gated Multislice SpiralCT of the Heart”，JACT vol.25，No.6，2001。在該文章中公開了在多行CT中對心臟螺旋(Cardio-Spirale)的、相位精確的體積重構(gòu)算法。
這種普通公知的心臟螺旋重構(gòu)算法的問題在于，在對周期跳動的心臟的掃描中，所達(dá)到的時間分辨率不是總能滿足要得到冠狀血管的足夠清晰的斷層圖像的要求。

發(fā)明內(nèi)容
因此，本發(fā)明要解決的技術(shù)問題是，提供這樣一種用于產(chǎn)生周期運動對象的斷層造影斷面圖像的方法，該方法使得可以實現(xiàn)改善的時間分辨率，其中，同時利用多焦點檢測器組合的時間優(yōu)勢。此外，還提出了一種適合于該方法的斷層造影設(shè)備。
發(fā)明者了解，如果所使用的多個檢測器的檢測器輸出信號不僅由心臟的一個周期、而是由多個周期組成，則相對于一個心臟周期的實際拍攝時間更小并由此可以提高時間分辨率，因此使用公知的反向投影方法、利用螺旋重構(gòu)和整形可從完整的180°檢測器數(shù)據(jù)中得到更高的時間分辨率。
也就是，如果在斷層造影中使用兩個在一個平面上相互錯開90°的焦點檢測器組合進(jìn)行掃描，則可以同時測量兩個錯開90°的竇腔X射線照相(Sinogramm)。
對于心臟重構(gòu)，在對應(yīng)于所謂的2D重構(gòu)方法的每個圖像層或?qū)?yīng)于所謂的3D重構(gòu)方法的每個圖像體素的平行幾何中，需要長度為π(180°)的完整的投影間隔。利用兩個焦點檢測器組合可以從長度π/2(90°)的同時的、相互補充的部分分段P1和P2構(gòu)成這種完整的180°數(shù)據(jù)組。因此，為該數(shù)據(jù)組和相關(guān)的圖像數(shù)據(jù)分配的照射時間為Tima＝Trot/4。與此相對，單管系統(tǒng)的時間分辨率被限制在Tima＝Trot/2上。
對應(yīng)地，上述情形也適用于具有多于兩個焦點或者多于兩個X射線管的斷層造影設(shè)備。還需指出，在n個焦點檢測器組合的概念中n僅表示焦點的數(shù)目，其中，要么是具有在其寬度上覆蓋由焦點產(chǎn)生的射線扇面的檢測器的多個焦點檢測器對，要么是按圓柱形排列的檢測器，繞行的焦點堆它們分別分段照射。如在US 5,966,422的圖4e和4g中的兩種變形所示。
如果使用2焦點檢測器組合，其中，檢測器D1具有小測量場，檢測器D2具有大測量場，則可以用檢測器D2采集的數(shù)據(jù)來補充在檢測器D1的測量場外的但對于圖像重構(gòu)所需的數(shù)據(jù)。在此，區(qū)域(-p1，max，+p1，max)對應(yīng)于小檢測器D1的延伸，而區(qū)域(-p2，max，+p2，max)對應(yīng)于大檢測器D2的延伸。這里，在投影角α(其中，α1s-θtrans/2≤α≤α1e-θtrans/2)，對于部分角度分段P1在區(qū)域-p1，max≤P≤p1，max中的平行位置，使用在第一檢測器D1或者在第一焦點的輻射扇面的檢測器區(qū)域中測量的信號S1(α，p，q)，其中，q表示第q檢測器行。在區(qū)域[-p2，max，-p1，max[∪]p1，max，p2，max]中，使用在第二檢測器D2或者在第二焦點的輻射扇面的檢測器區(qū)域中測量的信號S2(α+k·2π,p,q~k).]]>因為在螺旋行程中在進(jìn)給(＝節(jié)距)d下測量數(shù)據(jù)，而檢測器或者對應(yīng)的檢測器扇區(qū)在角度上錯開90°，因此在平行幾何中對于第二檢測器的 行的z位置下式成立z2(α+2kπ,p,q~)=z1(α,p)-d·N·S4+d·arcsin(p/Rf)2·π+k·d·N·S+(q~-N/2)·S]]>其中，Rf是焦點軌道半徑，N是行數(shù)，S是校準(zhǔn)的層厚。
如果q~∈{1,...,N}]]>成立，則選擇k＝0，使得z2(α,p,q~)=z1(α,p,q),]]>其中，z1(α，p，q)＝z1(α，p)+(q-N/2)·S。否則，k＝1成立。因為對于心臟成像使用d～0.25的進(jìn)給，這樣總有一種選擇是可能的，因此利用D2測得的信號進(jìn)行補充是可以實施的。
下面，對由兩個90°的部分分段竇腔X射線照相P1和P2組成一個完整的180°竇腔X射線照相進(jìn)行描述。
在此，為了避免在部分角分段的過渡區(qū)域中的不穩(wěn)定性，需要對部分分段P1和P2進(jìn)行逐行竇腔X射線照相加權(quán)。例如，可以選擇下列過渡加權(quán) 其中，α表示投影角，而αjs、αje＝αjs+π/2(j＝1，2)表示部分分段的起始和結(jié)束投影，θtrans是過渡區(qū)域的長度。
同時，為了在螺旋運行中連續(xù)地采集測量數(shù)據(jù)，必須記錄患者的EKG。然后，可以從數(shù)據(jù)組中回溯地獲得相位正確的測量數(shù)據(jù)，并將其計算為CT圖像。在此，由多個相鄰心臟周期相位正確地綜合出一個π數(shù)據(jù)區(qū)(＝覆蓋180°扇面的數(shù)據(jù)區(qū))。代之以π數(shù)據(jù)區(qū)，兩個部分角度分段P1和P2的長度為π/2。此時，可以由一個或者多個相鄰心臟周期的相位正確的數(shù)據(jù)構(gòu)成每個同時測量的數(shù)據(jù)分段。由此，通常進(jìn)一步縮短了對于每個部分角度分段的“照射時間”，因為部分角度分段由相位相同的子分段組合而成。
下面，舉例說明上述2扇面重構(gòu)的使用，其中，采用兩個相鄰心臟周期來建立圖像，以下將觀察局限在一個角度分段P1上。對于角度分段P2可以類似地處理。
在并行重裝(Parallel-Rebinning)之后，在兩個相鄰的心臟周期中測量長度為π/2的角度分段P1，構(gòu)成相互補充至π/2長度為α1和α2的角度正確的部分分段。因此，對于在第n個心臟周期中的該部分分段的起始角下式成立(也可參考圖5)αn2s＝αn1s+α1+n1·π/2其中，n1是一個整數(shù)，而下標(biāo)n表示所觀察的心臟周期的編號。
在EKG中與起始角相對應(yīng)的時間位置tn1s和tn2s與對應(yīng)的R鋸齒必須具有相同的時間距離。例如，可以在與下列R鋸齒的距離上對其進(jìn)行測量，即tn1s＝TR(k+1)-Trev；tn2s＝TR(k+2)-Trev其中，TR(k+1)和TR(k+2)確定第(k+1)和(k+2)心臟周期EKG的R鋸齒的時間位置。Trev表示所希望的作為與R鋸齒的時間距離的心臟階段。
由該條件借助于簡單的變形得到αn2s=αn1s+α1+2π·TRR(k+1)Trot;TRR(k+1)=TR(k+2)-TR(k+1)]]>和α1=(4TRR(k+1)Trot-n1)·π/2;]]>n1=[4·TRR(k+1)Trot];]]>對于α1＞π/2這里，Trot表示掃描器環(huán)繞360°的旋轉(zhuǎn)時間。角度分段P1和P2的時間分辨率由α1和α2中的最大值確定。因此，由P1和P2重構(gòu)的圖像的時間分辨率為ΔTima=Trot4·max(α1,π-α1)π/2.]]>在上述對檢測器數(shù)據(jù)進(jìn)行時間分類之后，呈現(xiàn)出一個相位正確的多行數(shù)據(jù)組，對其可以利用公知的2D或者3D螺旋算法進(jìn)行圖像數(shù)據(jù)計算。
相應(yīng)地，發(fā)明人提出了一種用于產(chǎn)生至少部分周期性運動的對象的斷層造影截面圖像、尤其是X射線CT圖像的方法，其中，對象的周期性運動具有交替的運動階段和靜止階段，所述對象尤其是生命體、特別是患者的心臟，該方法至少包括下列方法步驟-為了對該檢查對象進(jìn)行掃描，使n個帶有至少部分不同延伸的平面檢測器、優(yōu)選為多行檢測器的焦點檢測器組合在同軸螺旋軌道上相對于待檢查對象移動，其中，n＝2或3、優(yōu)選為2，其中，對表示從焦點發(fā)出的射線在穿過檢查對象后的減弱的檢測器輸出數(shù)據(jù)，與射線的在空間上間接或直接定向數(shù)據(jù)一起進(jìn)行收集；-同時測量檢查對象的運動信號、優(yōu)選是EKG信號，用于檢測運動和靜止階段，其中，對運動數(shù)據(jù)和檢測器輸出數(shù)據(jù)之間的時間相關(guān)進(jìn)行存儲，使得可以追溯地確定哪些檢測器數(shù)據(jù)來自于運動-靜止周期的哪個階段；-然后，由各子分段綜合出n個檢測器的檢測器輸出信號，這些子分段組成一個完整的180°分段并表示運動對象的靜止階段；-其中，根據(jù)所希望的時間分辨率，由個子分段綜合出所述完整的180°分段，而該n個子分段又是由m個相互跟隨的運動周期的、m個部分分段綜合成的，優(yōu)選m＝2；-利用該180°分段、利用螺旋重構(gòu)和整形進(jìn)行反向投影。
也就是，對多個檢測器和在多個運動周期中、但對于一個周期長度在較短的時間間隔內(nèi)的數(shù)據(jù)進(jìn)行收集，并將這些數(shù)據(jù)順序正確地和互補地補充為一個總的180°數(shù)據(jù)組。然后，利用2D或3D反向投影方法的公知重構(gòu)方法對這樣的數(shù)據(jù)組進(jìn)行計算，并按公知的方式產(chǎn)生斷層造影斷面圖像?？傊诖瞬捎玫南嗷パa充的焦點檢測器組合越多以及測量的運動周期越多，則得到時間分辨率就越高。不過，就焦點檢測器組合的數(shù)目而言存在空間上的限制，而在使用較高的運動周期數(shù)目時至少在對患者的檢查中會出現(xiàn)通過其它運動造成的偽影以及劑量的其它問題，使得在此也自然設(shè)定了界線。
為了使隨后的計算操作容易，在按照本發(fā)明的方法中在反向投影之前進(jìn)行并行重裝。
按照本發(fā)明方法的一個優(yōu)選變形，可以采用恰好兩個相互角度錯開、特別是相互成直角設(shè)置的焦點檢測器組合，或者在另一個變形中采用恰好三個相互角度錯開的、優(yōu)選為相互錯開180°/3的焦點檢測器組合。目前而言，該兩倍的組合尤其具有優(yōu)勢，因為在此可以特別簡單地使用至少一個焦點檢測器組合，其開口角大于、優(yōu)選地明顯大于至少另一個焦點檢測器組合的開口角。
在此，可以在掃描之前將較大的焦點檢測器組合的所使用的開口角(優(yōu)選地也對相應(yīng)的射線束的有效區(qū)域)這樣地加以限制，使得其與其它焦點檢測器組合的開口角一致。
基本上可以這樣設(shè)置所述焦點檢測器組合，使其分別在各自的、與其它焦點檢測器組合的螺旋路徑錯開的螺旋路徑上運行。
不過，也可以將至少兩個焦點檢測器組合在z方向上這樣相互錯開地設(shè)置，使得它們在一個共同的、重合的螺旋路徑上運行。按照本發(fā)明，也可以為此在z方向上根據(jù)所選擇的螺旋斜率設(shè)定至少兩個焦點檢測器組合的錯開，使得可以設(shè)定不同的進(jìn)給速度，并且盡管如此，所有焦點檢測器組合的螺旋路徑仍保持重合。
作為補充還需指出的是，多個焦點檢測器組合既可以理解為成對設(shè)置的多個旋轉(zhuǎn)的焦點和多個隨同旋轉(zhuǎn)的檢測器，也可以理解為具有多個焦點和一個環(huán)繞2π的圓柱形檢測器的系統(tǒng)。在后一種變形中，作為各個焦點檢測器組合的檢測器數(shù)據(jù)自然被理解為這樣的數(shù)據(jù)，即，分別來自于由有關(guān)焦點的射線束照射的檢測器區(qū)域的數(shù)據(jù)。
為了減小檢查對象的劑量負(fù)擔(dān)，可以至少在運動階段的大部分上直接或者間接控制地通過所測量的運動信號斷開從至少一個焦點發(fā)出的射線。
在按照本發(fā)明方法的一個特殊的實施方式中，對來自具有覆蓋較小斷面場的小開口角的焦點檢測器組合的數(shù)據(jù)，通過來自具有覆蓋較大斷面場的大開口角的焦點檢測器組合的數(shù)據(jù)，被引入到用于補充較大檢測器的檢測器數(shù)據(jù)。
如果在對不同檢測器的數(shù)據(jù)組進(jìn)行綜合時，在數(shù)據(jù)組之間、優(yōu)選地在數(shù)據(jù)組的部分分段之間進(jìn)行過渡加權(quán)，則對于改善圖像質(zhì)量和避免在不同檢測器和不同周期的過渡時的偽影是有利的。
特別地，為了防止圖像偽影也可以對每個焦點檢測器組合的數(shù)據(jù)組、優(yōu)選地對數(shù)據(jù)組的部分分段進(jìn)行竇腔X射線照相加權(quán)。
相應(yīng)地，發(fā)明者還提出了一種成像斷層造影設(shè)備，特別是X射線CT設(shè)備，該設(shè)備至少具有-兩個同軸設(shè)置的焦點檢測器組合，為了對周期性運動的對象進(jìn)行掃描，螺旋形地沿公共旋轉(zhuǎn)軸運行；-一個用于對周期運動對象的靜止和運動階段進(jìn)行運動檢測和區(qū)分的裝置，優(yōu)選為EKG，和-用于對檢測器輸出數(shù)據(jù)進(jìn)行存儲和處理的裝置，通過2D或者3D螺旋重構(gòu)得到斷層造影斷層圖像，其中，-設(shè)置用于執(zhí)行根據(jù)上述方法權(quán)利要求中至少一項所述的方法步驟的裝置、優(yōu)選為程序裝置。
這種斷層造影設(shè)備可以使用至少兩個具有不同尺寸的最大開口角β1和β2的焦點檢測器組合，其中，至少一個焦點檢測器組合的開口角β的大小是可調(diào)的。
另外，兩個焦點檢測器組合的從焦點到檢測器的距離可以不同。


下面對照附圖所示的優(yōu)選實施方式對本發(fā)明作進(jìn)一步說明，其中采用以下附圖標(biāo)記和變量1CT設(shè)備；2第一X射線管；3第一檢測器；4第二X射線管；5第二檢測器；6外殼；7開口；8臥榻；9系統(tǒng)軸/z軸；10控制/分析單元；11第一射線束；12第二射線束；13第一/小的斷面場；14第二/大的斷面場；15用于兩個射線束的光闌；16用于第一射線束的光闌；17EKG中的R鋸齒/P峰；18EKG線；19可利用一個心臟周期的數(shù)據(jù)重構(gòu)的部分體積；20可利用兩個心臟周期的數(shù)據(jù)重構(gòu)的部分體積；21至靜止階段開始的時間回溯；22檢測器行；23虛擬檢測器；D1第一檢測器；D2第二檢測器；d節(jié)距/進(jìn)給；k支架繞行半周的數(shù)目；L1第一檢測器長度；L2第二檢測器長度；P患者；p平行投影中的平行位置；Prgn第n個程序模塊；Pnπ/2部分?jǐn)?shù)據(jù)組；pn，max檢測器n的最大位置；q行數(shù)；Rf焦點軌道半徑；S層厚；Sn第n個螺旋數(shù)據(jù)組；Trev關(guān)于R鋸齒的時間偏移；TRR鋸齒時間點；TRR從R鋸齒到R鋸齒的心臟周期持續(xù)時間；Trot支架繞行時間；zz軸；zn第n個檢測器的z位置；zimg圖像的z位置；α支架旋轉(zhuǎn)角/投影角；αn開始角；αjs部分分段的開始投影；αje部分分段的結(jié)束投影；αnms第n個焦點的第m個開始角；β1第一射線束的扇面角；β2第二射線束的扇面角；ΔTima時間上的圖像分辨率；Θn第n個部分分段；Θtrans過渡區(qū)長度。
圖中示出圖1為具有兩個焦點檢測器組合、包括分析單元的計算機斷層造影設(shè)備的3D示意圖；圖2為具有兩個焦點檢測器組合的拍攝系統(tǒng)的示意圖，其中，兩個焦點檢測器組合分別具有相互錯開90°的、一個大的和一個小的扇面角；圖3為兩個檢測器的按行連續(xù)的數(shù)據(jù)的示意圖；圖4示出了兩個檢測器在z方向上作為支架在螺旋運行中的旋轉(zhuǎn)角與EKG信號的函數(shù)的位置變化，用于顯示圖像位置的2扇面重構(gòu)；圖5示出了2扇面重構(gòu)的扇面選擇原理；圖6示出了在2個X射線管設(shè)置下、在旋轉(zhuǎn)時間Trot為420ms時作為心率的函數(shù)的圖像數(shù)據(jù)的時間分辨率；圖7示出了在1個X射線管設(shè)置下、在旋轉(zhuǎn)時間Trot為420ms時1作為心率的函數(shù)的圖像數(shù)據(jù)的時間分辨率。
具體實施例方式
圖1示出了具有兩個焦點檢測器組合2、3和4、5的計算機斷層造影設(shè)備1的優(yōu)選實施例的3D示意圖，其中，兩個焦點檢測器組合可旋轉(zhuǎn)地安裝在機殼6內(nèi)未示出的支架上。但在圖中僅能看到X射線管2和4，因為實際的焦點位于管內(nèi)。在控制和分析單元10的控制下，患者P借助于可移動的患者臥榻8通過計算機斷層造影設(shè)備1的開口7沿z軸9移動，而與此同時支架帶動兩個焦點檢測器組合2、3和4、5圍繞z軸9轉(zhuǎn)動。按照這種方式，參照患者的參考系形成焦點檢測器組合的螺旋形運動軌道。如果將焦點檢測器組合設(shè)置在一個平面上，則每個焦點檢測器組合在各自的螺旋軌道上移動，其軌道相對于其它螺旋軌道偏移相應(yīng)的角度差。
在利用焦點檢測器組合對患者P進(jìn)行掃描的同時，通過集成在控制/分析單元10中的EKG來掃描心臟的運動信號，由此根據(jù)在EKG中檢測到的R鋸齒對每個所測量的心臟周期追溯地確定時間上在前的靜止階段。
為了更好地理解，在圖2中以剖面示意圖的形式再次示出了兩個焦點檢測器組合的掃描系統(tǒng)，在此，圖中未示出構(gòu)成各焦點F1和F2的X射線管。這樣在該圖中示出圖1中的兩個焦點檢測器組合分別具有第一焦點F1和第二焦點F2以及與其相對設(shè)置的多行檢測器D1和D2。具有由光闌16設(shè)定的較小的扇面角β1的射線束11從焦點F1到達(dá)相對設(shè)置的檢測器D1，檢測器D1在扇面角β1方向上的長度為L1，并在z方向上具有多個檢測器行。第二焦點檢測器組合F2、D2基本上垂直于從焦點F1至檢測器D1的X射線中心線設(shè)置。但該焦點檢測器組合F2、D2具有可變的、較大的扇面角β2，其擴徑可以設(shè)置到第一射線扇面角β1的角度上，或者可以被設(shè)置到一個更寬的角度上。在此，扇面角的設(shè)置通過可移動光闌15實現(xiàn)。如果在特殊情況下將兩個扇面角設(shè)置為相同大小，則僅掃描處于小剖面場13內(nèi)的區(qū)域，而在對射線束12的擴展的設(shè)置下，可以完全掃描較大的剖面場14。
如果將射線束的寬度設(shè)置為不同的，則較小檢測器D1的較小剖面場13的數(shù)據(jù)可由較大檢測器D2的較大剖面場的數(shù)據(jù)來補充。這種數(shù)據(jù)補充原理在圖3中得到進(jìn)一步描述。如果將兩個射線束設(shè)置為相同的，則超出較小剖面場13的區(qū)域無法從第二焦點檢測器組合得到補充。對應(yīng)于扇面角β2的最大可調(diào)擴徑，第二檢測器的長度L2也被設(shè)定，其中，在必要時僅有檢測器的中心部分有效。
圖3示出了對第一較小檢測器D1在區(qū)域[-p2，max，-p1，max[∪]p1，max，p2，max]中的數(shù)據(jù)，利用角度正確的、在螺旋路徑中超前π/2的、較大檢測器D2的數(shù)據(jù)以關(guān)于平行幾何的投影角α進(jìn)行逐行補充或逐行連續(xù)的原理。檢測器Dn，k的附加下標(biāo)k＝0和k＝1表示在螺旋路徑中的當(dāng)前和隨后的半周。非常示意性地示出了虛擬的、投影到旋轉(zhuǎn)中心的檢測器23，實際上在平行幾何中檢測器行22在旋轉(zhuǎn)中心是凸面彎曲的并相應(yīng)于螺旋路徑傾斜。
在圖4和5中，結(jié)合具有兩個焦點的優(yōu)選實施方式描述了用于重構(gòu)兩個焦點檢測器組合的螺旋數(shù)據(jù)而開發(fā)的2扇面重構(gòu)算法。
圖4示意性地示出了檢測器關(guān)于z軸、相對于旋轉(zhuǎn)角α的運行，該旋轉(zhuǎn)角α由于恒定的螺旋運行而與時間軸t線性耦合。圖的下方按照直接的關(guān)系示出了具有R鋸齒17的、關(guān)于時間的EKG線18的變化(mV/t坐標(biāo))。如附圖標(biāo)記21所示，由R鋸齒的位置出發(fā)回溯地確定每個心臟周期靜止階段的開始。從該時間點起在周期中采用在螺旋運行中利用兩個檢測器D1和D2記錄的螺旋數(shù)據(jù)組S1和S2用于顯示。從左側(cè)傾斜延伸的線表示檢測器行沿z軸的路徑，其中，虛線表示檢測器D1的檢測器行的變化，而實線表示檢測器D2的變化。
在此，示出了對于心臟的第一可重構(gòu)的部分體積的、由單個心臟周期的數(shù)據(jù)19的重構(gòu)；而對于隨后的重構(gòu)采用兩個相繼心臟周期的、在彎曲的心室20區(qū)域中的數(shù)據(jù)，并對于圖像位置zimg進(jìn)行綜合。由此，得到更高的時間分辨率和因此而更清晰的心臟、特別是冠狀動脈的顯示。這在圖中可由在20處數(shù)據(jù)收集時間寬度的減小看出。
在對平行數(shù)據(jù)中的扇面數(shù)據(jù)進(jìn)行按行的重新分類之后，按照成功的重裝在第一重構(gòu)步驟得到并行化的數(shù)據(jù)組。
對于心臟再現(xiàn)來說，在每個圖像層的平行幾何中需要長度為π的投影間隔。利用2焦點檢測器系統(tǒng)可以從同時的、相互補充的、來自螺旋數(shù)據(jù)組S1和S2的長度為π/2的部分分段構(gòu)成這種數(shù)據(jù)組。對于CT心臟成像來說，檢測器D1僅具有受限的測量場。從第一檢測器D1的、由來自檢測器D2的數(shù)據(jù)角度正確地補充的數(shù)據(jù)，也可以在一個比實際公知的、對應(yīng)于扇面角受限的部分場的的顯示更大的圖像窗口中進(jìn)行再現(xiàn)。這對應(yīng)于第二重構(gòu)步驟。
在進(jìn)行了平行分類以及上述數(shù)據(jù)補充之后，根據(jù)兩個螺旋數(shù)據(jù)組S1和S2中的每個逐投影地在預(yù)定的圖像位置zimg借助于螺旋內(nèi)插由并行圓錐射線投影確定出一維的平行投影。其中，相對于該圖像位置zimg逐通道地對射線的z距離進(jìn)行加權(quán)。如圖4所示，在此僅關(guān)注來自S1或S2的、相位正確地采集的投影，并且角度正確地補充到π/2。這對應(yīng)于重構(gòu)流程的重構(gòu)步驟3。
關(guān)于公知的螺旋內(nèi)插，參看T. Flohr，B.Ohnesorge的文章“Heart-RateAdaptive Optimization of Spatial and Temporal Resolution for ECG-GatedMultislice Spiral CT of the Heart”，JACT vol.25，No.6，2001。其公開內(nèi)容全部在此采用。
圖5示出了相位正確地采集兩個螺旋數(shù)據(jù)組S1和S2的原理。相應(yīng)于EKG中兩個R鋸齒的四倍距離與支架完整旋轉(zhuǎn)一周的比值4TRR/Trot，可以相應(yīng)于對應(yīng)由支架的旋轉(zhuǎn)角αn1s開始的第一扇面Θ1的第一螺旋數(shù)據(jù)組S1，同樣從該第一螺旋數(shù)據(jù)組S1中分別選出要補充到π/2的第二扇面Θ2。對螺旋數(shù)據(jù)組S2的處理也類似地適用該規(guī)則。
在此，例如示出第一扇面Θ1，該扇面基本上可以通過一個任意另外示出的扇面Θ2補充為總共覆蓋π/2的扇面，這里，這些不僅指兩個直接相鄰的扇面，還包括與其錯開π并包含相同信息的互補扇面。因此，所示出的第一扇面Θ1可以通過四個其它互補扇面Θ2得到補充。Θ2的這四個角度位置中的哪一個在當(dāng)前情況中實際被使用取決于旋轉(zhuǎn)時間與心臟周期長度的比值(Trot/TRR)。
按照本發(fā)明，為了在這里描述的雙扇面重構(gòu)中得到相對于公知的單扇面重構(gòu)更高的時間分辨率，采用相鄰心臟周期的數(shù)據(jù)來構(gòu)成圖像，使得一個180°數(shù)據(jù)組分別由兩個各具有兩個子分段的扇面組成。這兩個子分段的長度為ΔΘ1，ΔΘ2＝π/2-ΔΘ1，這些子分段具有起始和結(jié)束投影αn1s，αn1e以及αn2s和αn2e(對應(yīng)于時間位置tn1s，tn1e以及tn2s和tn2e)。對角度正確的部分分段的要求的含義是αn2s＝αn1s+ΔΘ1+n1·π/2其中，n1是一個待確定的自然數(shù)。
此外，投影還必須是相位正確的，即，tn1s和tn2s與相應(yīng)的EKG R峰須具有相同的時間距離。例如下式成立tn1s＝TR(n+1)-Trev和tn2s＝TR(n+2)-Trev；其中，Trev表示在下一個R峰前的時間偏移。相同的時間距離意味著
α2ns=α1ns+2πTRR(n+1)Trot-n1·π/2]]>其中，TRR(n+1)＝TR(n+2)-TR(n+1)表示當(dāng)前心臟周期長度，而Trot表示支架旋轉(zhuǎn)時間。通過簡單的變換得到ΔΘ1=(4TRRTrot-n1)·π/2,n=[4TRRTrot].]]>在圖5中根據(jù)瞬時心臟頻率和支架旋轉(zhuǎn)時間Trot給出了ΔΘ1和ΔΘ2互補補充的四種可能的情況。對于ΔΘ2，ΔΘ2＝π/2-ΔΘ1成立。在對相位正確地分類的螺旋數(shù)據(jù)組S1和S2進(jìn)行螺旋內(nèi)插之后，時間上分類的數(shù)據(jù)呈現(xiàn)為每兩個單行的π/2部分?jǐn)?shù)據(jù)組P1和P2。
然后，為了求得分段過渡上數(shù)據(jù)不一致性的平均值，既要求在π/2部分?jǐn)?shù)據(jù)組P1或者P2內(nèi)對扇面進(jìn)行過渡加權(quán)，也要求對P1和P2進(jìn)行過渡加權(quán)。該隨后的過渡加權(quán)通常通過在扇面之間的各過渡區(qū)域使用sin2加權(quán)(即所謂的竇腔X射線照相加權(quán))實現(xiàn)，其對應(yīng)于第四重構(gòu)步驟。
隨后，如公知的那樣，借助于公知的濾波2D反向投影進(jìn)行圖像計算。例如，與此相關(guān)的可進(jìn)一步參考DE 10 207 623A1。不過，也可以使用一般公知的3D反向投影方法，如在DE 10 159 927A1中所公開的。
綜上所述，重構(gòu)流程如下1.逐行并行重裝；2.逐行地利用S2的數(shù)據(jù)在通道方向上使螺旋數(shù)據(jù)組S1連續(xù)；3.對螺旋數(shù)據(jù)組S1和S2螺旋內(nèi)插時間分類的數(shù)據(jù)以得到單行的π/2部分?jǐn)?shù)據(jù)組P1和P2；4.利用封閉的竇腔X射線照相加權(quán)對π/2部分?jǐn)?shù)據(jù)組P1和P2進(jìn)行過渡加權(quán)；5.對單行π數(shù)據(jù)組進(jìn)行濾波2D或者3D反向投影。
由于同時采集螺旋數(shù)據(jù)組S1和S2，在公知的單扇面重構(gòu)中部分分段P1和P2的時間分辨率設(shè)置為ΔTima＝Trot/4。因此，對于目前可能的約為400ms的支架旋轉(zhuǎn)時間來說，在單扇面重構(gòu)中已經(jīng)可以達(dá)到可與EBT比擬的、大約100ms的時間分辨率。在按照本發(fā)明的兩扇面重構(gòu)的情況下，時間分辨率依賴于心率并由ΔTima=max(ΔΘ1,ΔΘ2)2πTrot]]>
給出。因此，在有利的情況下得到ΔTima＝Trot/8，而在不利的情況下利用ΔΘ1＝π/2得到的時間分辨率為ΔTima＝Trot/4。
按照本發(fā)明方法的一個特殊的實施方式，可以自適應(yīng)地進(jìn)行時間分類，也就是說，對于較低的心率使用單扇面重構(gòu)，而對于較高的心率使用雙扇面重構(gòu)。在圖6和7中示出了作為心率的函數(shù)的時間分辨率。對于具有一個焦點檢測器組合和同樣的旋轉(zhuǎn)時間的斷層造影設(shè)備其結(jié)果示于圖6，而對于具有兩個焦點檢測器組合的斷層造影設(shè)備其結(jié)果示于圖7中。不過，對于ΔTima的理論值通過并行重裝和過渡加權(quán)以及竇腔X射線照相加權(quán)不能精確地得到。
在此要注意的是，對螺旋進(jìn)給這樣進(jìn)行限制，使得在每個心臟周期重構(gòu)的子體積無縫隙地相接，如在T. Flohr，B.Ohnesorge的文獻(xiàn)“Heart-Rate AdaptiveOptimization of Spatial and Temporal Resolution for ECG-Gated Multislice SpiralCT of the Heart”，JACT vol.25，No.6，2001中描述的那樣。
要注意，上面給出的實施方式也可以一般化地應(yīng)用到多于兩個焦點檢測器組合中，其中，必須對應(yīng)于焦點的數(shù)目順序正確地進(jìn)行對計算原理的匹配。不過，采用兩個焦點檢測器組合是尤其有利的。
總之，本發(fā)明的方法示出，通過對一方面來自多個同時掃描檢查對象的焦點檢測器組合、另一方面來自周期運動的檢查對象的多個相繼運動周期的檢測器數(shù)據(jù)進(jìn)行相位正確的補充綜合，顯著提高了斷層造影設(shè)備的時間分辨率，其中，CT圖像的重構(gòu)分別利用此前完全綜合的π數(shù)據(jù)組進(jìn)行。
自然，在不脫離本發(fā)明框架的條件下，本發(fā)明上面提到的特征不僅可以應(yīng)用到各個給出的組合，而且也可以應(yīng)用到其它組合或者單獨使用。
權(quán)利要求
1.一種用于產(chǎn)生至少部分周期性運動的對象的斷層造影截面圖像、尤其是X射線CT圖像的方法，其中，對象的周期性運動具有交替的運動階段和靜止階段，所述對象尤其是生命體、特別是患者的心臟，該方法至少包括下列方法步驟1.1.為了對該檢查對象進(jìn)行掃描，使n個帶有至少部分不同延伸的平面檢測器(Dn)、優(yōu)選為多行檢測器的焦點檢測器組合(Fn，Dn)在同軸螺旋軌道(SBn)上相對于待檢查對象移動，其中，n＝2或3、優(yōu)選為2，其中，對表示從焦點發(fā)出的射線在穿過檢查對象后的減弱的檢測器輸出數(shù)據(jù)，與射線的在空間上間接或直接定向數(shù)據(jù)一起進(jìn)行收集；1.2.同時測量檢查對象的運動信號(18)、優(yōu)選是EKG信號，用于檢測運動和靜止階段，其中，對運動數(shù)據(jù)和檢測器輸出數(shù)據(jù)之間的時間相關(guān)進(jìn)行存儲，使得可以追溯地確定哪些檢測器數(shù)據(jù)來自于運動-靜止周期的哪個階段；1.3.然后，由各子分段綜合出n個檢測器的檢測器輸出信號，這些子分段組成一個完整的180°分段并表示運動對象的靜止階段；1.4.其中，根據(jù)所希望的時間分辨率，由個子分段綜合出所述完整的180°分段，而該n個子分段又是由m個相互跟隨的運動周期的、m個部分分段綜合成的，優(yōu)選m＝2；1.5.利用該180°分段、利用螺旋重構(gòu)和整形進(jìn)行反向投影。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，在進(jìn)行所述反向投影之前進(jìn)行并行重裝。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的方法，其特征在于，所述并行重裝是逐行進(jìn)行的。
4.根據(jù)權(quán)利要求1至3中任一項所述的方法，其特征在于，作為反向投影方法采用2D反向投影。
5.根據(jù)利要求1至3中任一項所述的方法，其特征在于，作為反向投影方法采用3D反向投影。
6.根據(jù)權(quán)利要求1至5中任一項所述的方法，其特征在于，采用恰好兩個角度相互錯開、特別是相互成直角設(shè)置的焦點檢測器組合(F1，D1；F2，D2)。
7.根據(jù)權(quán)利要求1至6中任一項所述的方法，其特征在于，采用恰好三個角度相互錯開、特別是相互錯開180°/3的焦點檢測器組合。
8.根據(jù)權(quán)利要求1至7中任一項所述的方法，其特征在于，至少采用一個焦點檢測器組合(F2，D2)，其開口角β2大于、尤其是明顯大于至少另一個焦點檢測器組合(F1，D1)的開口角β1。
9.根據(jù)權(quán)利要求1至8中任一項所述的方法，其特征在于，所述焦點檢測器組合中的每個在一個自身的、與其它焦點檢測器組合的螺旋路徑錯開的螺旋路徑上運行。
10.根據(jù)權(quán)利要求1至9中任一項所述的方法，其特征在于，將至少兩個焦點檢測器組合(F1，D1；F2，D2)在z方向上這樣相互錯開設(shè)置，使得它們在一個共同的、重合的螺旋路徑上運行。
11.根據(jù)權(quán)利要求10所述的方法，其特征在于，在z方向上根據(jù)選擇的螺旋斜率設(shè)定所述至少兩個焦點檢測器組合(F1，D1；F2，D2)的錯開。
12.根據(jù)權(quán)利要求1至11中任一項所述的方法，其特征在于，為了減小檢查對象的劑量負(fù)擔(dān)，至少在運動階段的較大部分直接或者間接控制地通過測量的運動信號斷開從至少一個焦點(Fn)發(fā)出的射線。
13.根據(jù)權(quán)利要求7至12中任一項所述的方法，其特征在于，將具有覆蓋較小斷面場(13)的較小扇面角(β1)的焦點檢測器組合(F1，D1)的數(shù)據(jù)，通過具有覆蓋較大斷面場(14)的較大扇面角(β2)的焦點檢測器組合(F2，D2)的數(shù)據(jù)，引入用于補充該較大檢測器(D1)的檢測器數(shù)據(jù)。
14.根據(jù)權(quán)利要求1至13中任一項所述的方法，其特征在于，在對不同檢測器的數(shù)據(jù)組進(jìn)行綜合時，在這些數(shù)據(jù)組之間、特別是在數(shù)據(jù)組的部分分段之間進(jìn)行過渡加權(quán)。
15.根據(jù)權(quán)利要求1至14中任一項所述的方法，其特征在于，為了防止圖像偽影，對每個焦點檢測器組合的數(shù)據(jù)組、特別是這些數(shù)據(jù)組的部分分段進(jìn)行竇腔X射線照相加權(quán)。
16.一種成像斷層造影設(shè)備，特別是X射線CT設(shè)備，所述設(shè)備至少具有16.1.兩個同軸設(shè)置的焦點檢測器組合，為了對周期性運動的對象進(jìn)行掃描，螺旋形地沿公共旋轉(zhuǎn)軸運行；16.2.一個用于對周期運動對象的靜止和運動階段進(jìn)行運動檢測和區(qū)分的裝置，優(yōu)選為EKG，和16.3.用于對檢測器輸出數(shù)據(jù)進(jìn)行存儲和處理的裝置，通過2D或者3D螺旋重構(gòu)得到斷層造影斷層圖像，其中，16.4.設(shè)置用于執(zhí)行根據(jù)上述方法權(quán)利要求中至少一項所述的方法步驟的裝置、優(yōu)選為程序裝置。
17.根據(jù)權(quán)利要求16所述的斷層造影設(shè)備，其特征在于，至少兩個焦點檢測器組合(F1，D1；F2，D2)具有使用的不同大小的扇面開口角(β1，β2)。
18.根據(jù)權(quán)利要求17所述的斷層造影設(shè)備，其特征在于，在至少一個焦點檢測器組合上所述扇面開口角(β)的大小可以設(shè)置。
19.根據(jù)權(quán)利要求16至18中任一項所述的斷層造影設(shè)備，其特征在于，所述兩個焦點檢測器組合的從焦點到檢測器的距離不同。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種利用多個焦點檢測器組合產(chǎn)生具有交替的運動和靜止階段的、至少部分周期運動的對象，尤其是生命體、特別是患者的心臟的斷層造影斷面圖像、尤其是X射線CT圖像的方法，其中，通過對一方面來自多個同時掃描檢查對象的焦點檢測器組合、另一方面來自周期運動的檢查對象的多個相鄰運動周期的檢測器數(shù)據(jù)進(jìn)行相位正確的補充綜合，從而顯著提高了斷層造影設(shè)備的時間分辨率。
文檔編號A61B6/03GK1620989SQ20041009537
公開日2005年6月1日 申請日期2004年11月24日 優(yōu)先權(quán)日2003年11月24日
發(fā)明者赫伯特·布魯?shù)? 托馬斯·弗洛爾 申請人:西門子公司