CN100428914C - 四维螺旋断层扫描器 - Google Patents

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Abstract

一种计算机断层成像扫描器(10)使用至少两个源轨道螺旋，获得所关心容积的螺旋锥束投影数据。重建处理器(62)对每个螺旋投影数据进行重建，以产生相应的时间偏斜图像表示。体元时间处理器(66)在每个时间偏斜图像表示中计算每个体元的获取时间。体元插值器(68)基于时间偏斜图像表示中的体元值和相应的体元获取时间，计算每个体元的插值体元值。在电子实施例中，计算机断层成像扫描器(10)包括具有轴向朝向的圆柱形阳极(92)的x射线源(12)，电子源(961，962)照射该圆柱形阳极(92)，以产生x射线束(120、122、124、126)，以及沿阳极(92)对电子束进行偏移的电子束偏转器(98，100)，以轴向扫描该x射线束。

Description

四维螺旋断层扫描器
技术领域
本发明涉及医学成像领域，尤其是涉及高速、时间相关的螺旋或多层心脏容积计算机断层(CT)成像，并且将参照其特定的参考对其进行描述。然而，本发明中也可以应用于其它移动器官的计算机动态容积断层成像，用于高分辨率造影剂的吸收，以及用于血液灌流研究等。
背景技术
典型的心脏计算机断层成像采用x射线源产生扇形束、楔形束、锥形束或其它形状的x射线束，该射线束穿过患者心脏所置于其中的检测区域。该心脏组织、冠状动脉，以及血液与穿过的x射线相互作用，并吸收掉部分射线。典型地，对患者施用显影剂以增加血液对比度。与x射线源相对设置的一维或二维射线检测器检测并测量所穿透的x线束。
扫描期间，患者在轴向扫描之间线性前进，以进行多层计算机断层成像，或是在x射线源旋转期间，患者连续地线性前进，以进行螺旋计算机断层成像。使用滤波反投影、PI重建等算法对成像数据进行重建，以产生容积图像表示。优选地，通过心电图仪或其它装置监控心搏周期，并且将成像数据组入到心脏相位组，以重建多个相位的心脏。
心脏研究领域很大一部分是通过心脏计算机断层成像来完成的。由受过训炼的医学人员对心脏断层图像进行定性检查，可以检查出先天性心脏缺陷、大的动脉瘤或者主要冠状动脉的阻塞、以及其它解剖学上的大体异常。对诸如心脏泵送能力测量、冠状组织中的血液灌流研究、以及冠状血管跟踪的分析提供了补充性定量的诊断信息。
在心脏成像中，由于计算机断层摄影术的时间分辨率受到x射线源旋转速率的控制而比较有限，从而会产生问题。为了减少图像伪像，优选地，每一体元至少要获得半周x射线源的成像数据(即180度的数据)。当前可获得的机架旋转速率受到x射线量、机械稳定性、和其它因素的限制，半周投影数据的获取需要大约十分之一秒或更长。由于心搏周期间距大约为1秒，观察到的典型情况基本上是运动模糊的。
在心搏周期开启期间，使用圆周式或缓慢倾斜式的螺旋射线源轨道获取成像数据，使得每一体元保持在两个或多个心搏周期上的视域中。同时获取的心电图数据用于从两个或多个心搏周期中选择大致对应于所选心脏相位的计算机断层投影数据。将所选择的数据组合成关于每一体元大约180度或更多角度的完整数据集，并且重建该组合的数据集，产生该心脏相位的图像表示。
然而，由于角度冗余，从相邻心搏周期组合的数据并不能直接用于形成完整数据集。将旋转与心搏周期同步，以确保角度上的数据互补，如此得到的典型结果是次优计算机断层成像参数，例如减小的机架旋转速率。而且心搏周期在图像获取期间可以变化，尤其是当对象患有冠心病或其它心脏机能不良的情况。
心脏开启期间的另一个误差源就是心电图数据与心搏周期相关产生的误差。本领域中已知心脏运动仅仅与心电图信号近似相关，并且心脏组件的物理运动周期随着心搏周期中的变化而非线性变化，而且因对象不同而有所改变。特别是在心脏心律不齐的情况下，心搏周期有时候在相邻几次心跳期间都产生变化，简单地采用心搏周期来线性标定该心搏周期的特征，其精度是有限的。
然而，心脏开启期间的又一个问题在于，缓慢倾斜式螺旋大容量视场所占用的时间长度基本上跨过所关心区域体积量。由于目标运动沿轴向方向上的变化未知，这样就可以产生伪像。可替换地，可以采用大面积射束和相应的大面积探测器，以能够使用更大的螺旋间距。然而，这将增加系统成本，并且由于大面积射束或者探测器的空间非均匀性也将产生图像伪像。
本发明设想出一种改进的设备和方法，其克服了上述及其它限制。
根据本发明的一方面，提出一种螺旋锥形束计算机断层成像方法。使用多个源轨道螺旋获取所关心体积量的螺旋锥形束计算机断层的投影数据。将所获取的每一螺旋的锥形束计算机断层投影数据重建，产生所关心体积量的对应的时间偏斜的体积图像表示。对于每一时间偏斜的体积图像表示，计算每一体元的体元获取时间。对于每一体元，根据多个图像表示中的体元值以及相应的体元获取时间值，计算插值的体元值。
根据本发明的另一方面，提出了一种用于进行螺旋锥形束计算机断层成像的设备。其设置有用于使用多个源轨道螺旋获取所关心体积量的螺旋锥形束计算机断层投影数据的装置。设置有用于重建所获取的每一螺旋的锥形束计算机断层投影数据的装置，以产生对应的所关心体积量的时间偏斜体积图像表示。设置有用于为每一时间偏斜体积图像表示计算每一体元的体元获取时间的装置。设置有对于每一体元，根据多个图像表示中的体元值以及对应的体元获取时间，计算插值体元值的装置。
还根据本发明的另一方面，提出了一种x射线管，包括圆柱形阳极，其圆柱轴指向轴向方向。电子源产生通常指向该圆柱形阳极的电子束。电子束与圆柱形阳极发生作用产生x射线。电子束偏转器轴向地跨过圆柱形阳极对电子束进行扫描。
本发明的一个优点在于，相比于传统的在心脏开启期间采用圆形或低间距的螺旋轨道，其重建精度得到增加。当所关心的体积量较大时，提高的精度尤其明显。
本发明的另一个优势在于，体元级的时间分辨率得到提高。
本发明还有另一个优势在于，通过使用大间距螺旋源轨道降低了对心率不齐情况的灵敏度，该源轨道基本上在约一个或更短的心搏周期内跨过所关心的体积量。
本领域的普通技术人员在阅读下面的详细描述和优选实施例的基础上，会明显地看到本发明的多个其它优势和益处。
本发明可以采取各种组件和组件设置，以及各种处理操作和处理操作设置。附图的目的仅仅是用于说明优选实施例，并不认为是对本发明的限制。
图1所示的范例为用于进行四维心脏成像的四维螺旋计算机断层成像设备。
图2所示的范例为通过x射线管相对于所关心体积量的轴向循环运动所产生的三个交错螺旋轨道。
图3A所示为使用10个螺旋所获得的投影数据的心脏相位-轴向位置图，其10个螺旋起始于均匀隔开的心脏百分比相位间隔，并由此插值构建成10个心脏相位图像表示。
图3B所示为使用在心脏百分比相位间隔起始的10个螺旋所获得的投影数据的心脏相位-轴向位置图，其被调整以补偿心率中的变化，使之基本上以均匀间隔的心脏相位在z＝50处的构建片层进行采样。
图3C所示为使用在心脏百分比相位间隔起始的10个螺旋所获得的投影数据的心脏相位-轴向位置图，其被调整以补偿心率中的变化，使所构建的心脏相位提高70％。
图3D所示为使用5个螺旋所获得的投影数据的心脏相位-轴向位置图，其每个螺旋起始于达到40％的心脏百分比相位，且其所选择的起始轴向位置特别地对准轴向间隔[zlow，zhigh]上70％心脏相位的成像。
图3E所示为使用12个螺旋所获得的投影数据的心脏相位-轴向位置图，其每个螺旋起始于达到40％的心脏百分比相位，且螺旋以双向或前后方式行进。
图4所示的范例为通过两个相隔360度角的x射线束产生的螺旋轨道，其由使用多个x射线管、多阳极x射线管、或轴向延伸的阳极x射线管产生。
图5A所示为x射线管的优选实施例，其用在多个轴向间隔的x射线束之间提供x射线束的电子轴向扫描和/或轴向切换。
图5B所示为适当的x射线束准直装置，其用于通过图5A的x射线管所产生的四个轴向间隔的x射线束。
图6A所示为使用切换的x射线束在第一个180度机架旋转期间，轴向地扫过图5A和5B的x射线管的圆锥形阳极，所获取的第一个螺旋半周。
图6B所示为继图5A的第一个180度机架旋转之后的第二个180度机架旋转期间获取的第二个螺旋半周。
图7描绘了图6A和6B中相对于射束初始位置的任一电子束的阳极上的x射线位置。下面的每个机架角度标注示意性地阐明对应的所标注机架角度的阳极与所关心体积量的设置。
图8A所示为投影数据获得时间作为轴向位置的函数图，其使用图5-7中所示的电子切换/扫描x射线束的实施例进行采样。
图8A所示为投影数据获得时间作为轴向位置的函数图，其使用图5-7中所示的电子切换/扫描x射线束的实施例在交互的轴向方向上进行采样。
参照图1所示，计算机断层(CT)成像扫描器10包括x射线源12，其产生扇形、锥形、楔形或者其它形状的x射线束，该射束指向检查区域14，其包含安排在目标支撑台16上的成像目标(未示出)。对于心脏成像，患者被置于其目标心脏基本上在检查区域14中心的位置。目标支撑台16在Z轴方向上线性移动，同时将x射线源12安装到围绕Z轴旋转的旋转机架18上。
在机械计算机断层成像的实施例中，旋转机架18在目标支撑台16的线性前进的同时进行旋转，通常产生x射线源12绕检查区域14的螺旋轨道。在电子操作实施例中，目标支撑台16保持固定，在机架旋转期间，x射线源12沿轴向跨过检查区域14电子扫描x射线束。优选地，x射线源12产生楔形或锥形x射线束，其在成像平面和Z轴方向上发散。
x射线探测器20安置在机架18上x射线源12的对面。优选地，该x射线探测器20沿Z轴向方向包括多排探测器，同时获取每个投影角度下沿Z轴方向部分的成像数据。x射线探测器20置于机架18上与x射线源12相对，并与其一起旋转，从而当旋转机架18旋转的时候，x射线探测器20接收穿过检查区域14的x射线。除了如图1所示的装置之外，也可以设想将x射线探测器置于环绕旋转机架的固定机架上，以便在x射线源旋转期间，x射线连续地照射到辐射线探测器连续移动的角度部分上。
计算机断层成像数据的采集控制器22控制扫描器10，使用x射线源12的螺旋轨道执行所选择的与目标相关的成像操作。该螺旋轨道可通过机架旋转配合x射线管12和目标支撑台16相对的机械轴向运动得到，或是通过机架旋转配合x射线束的电子轴向运动得到。用户接口装置24典型地是个人计算机、工作站或其它计算机设备，其可与采集控制器22通信，以允许用户建立、选择、启动、监控、或者管理所选择的成像会话。优选地，用户接口装置24包括图形显示器26。
在心脏计算机断层成像中，优选地对患者施用造影剂，以选择性地提高血液x射线对比度。对于恒稳态研究，造影剂被优选地用作恒稳态速率的静脉滴液，以产生用于心脏计算机断层成像的一般是恒稳态的x射线对比度。对于灌流研究或者造影剂的摄入研究，都是实行造影剂的大片剂注射，其中造影剂基本上都被快速地注入静脉之中。在某些类型的心脏成像中，造影剂可选择地可省略。
典型地，监控心搏周期的设备也被用于心脏计算机断层成像中。该设备典型地为心电图仪(ECG)30，但也可以使用超声波成像或者其他设备。如现有技术所已知的，心电图仪30包括多个电极32，其接触目标对象的胸部以探测与心搏周期相关的电子信号。
虽然在这里特别描述的是心脏成像，但应该理解的是，该成像可以适合于在患者或其他目标中进行其它类型的循环时间变化。而且，该成像能够适于对象的非循环时间变化情况，例如显影剂摄入研究。
继续参照图1并进一步参照图2，在四维螺旋计算机断层成像的机械实施例中，采集控制器22进行多个大间距的螺旋扫描或者源轨道40、42、44，其快速地覆盖被成像目标例如将心脏所限定的关心容积46。为方便计算各种成像参数，图中所关心的容积46为具有中心圆柱轴48的圆柱形。在适当的机械实施例中，当机架18和x射线源12旋转时，通过将目标支撑台16上的目标的关心容积46沿轴向或z方向前后移动所选定距离D，获得该多个源轨道40、42、44。对于心脏成像，每个源轨道螺旋40、42、44优选地在约一个或更短的心搏周期长度的时间间隔内覆盖所关心的心脏容积46。
第一螺旋40由源12和所关心的容积46在+Z轴方向上的相对运动产生。源轨道螺旋40始于起点50，终于点52。
第二螺旋42始于与第一轨道螺旋40所终止的角座标相同的点52。然而，第二螺旋42由源12和所关心的容积46在-Z轴方向上的相对运动产生。第二螺旋42终于点54。
第三螺旋44始于与第二轨道螺旋42所终止的角座标相同的点54。第三螺旋44由源12和所关心的容积46在+Z轴方向上的相对运动产生。第三轨道44终于点56。
可选地，可通过源12和所关心的容积46连续在轴方向上的前后相对运动产生附加轨道。也应该理解的是，可以只使用两个轨道。而且应该理解的是，在替换的实施例中，扫描可以发生在同一方向，例如在+Z轴方向上，目标支撑台16在+Z方向的每一扫描之前返回到其初始位置。
而且，虽然螺旋40，42，44是时间连续的，就是说，每一螺旋轨道的起点基本上紧接上一轨道的终点，但也可以考虑在螺旋之间包括有延迟。例如，可选地通过来自心电图仪30的所选信号触发每一轨道螺旋的启动，以便多数螺旋跨过该心搏周期。
优选地，在一个或更短的心搏周期期间获得每一螺旋40、42、44。对于所关心的心脏容积46，例如心脏，其沿轴向或Z轴方向其典型长度为12厘米，其螺旋轨道40、42、44都为大间距的螺旋轨道。x射线源12产生锥形或楔形束，其被校准以具有轴向或Z轴方向上的发散和螺旋源轨道倾斜，以便在所关心容积46中每一轨道40、42、44的每一体元保持在源12旋转大约180度或更大角度的视野内。这样提供充分的角度数据，以实现精确的体元重建。
特别地返回参照图1，螺旋标引处理器58与采集控制器通信，指定并标引多个螺旋40、42、44。投影数据存储器60在相应的数据位储存第一、第二以及第三螺旋40、42、44的投影数据。重建处理器62用于重建每一螺旋40、42、44的投影数据，以生成相应的图像表示，并将其储存在图像存储器64中。如下所述，每一图像表示由螺旋40、42、44中的一个螺旋重建所得，并具有时间偏斜性，这是由于螺旋末端附近轴向方向上获得的体元投影数据迟于该螺旋顶端附近轴向方向上获得的体元投影数据。
每一图像表示的每一图像体元的获取源于连续角度的投影数据，该投影数据是在该体元保持在视野内的一个角度区间内所得。对于所选择的使得位于中心圆柱轴48上的体元保持在180度角度区间的视野内的螺旋倾斜角，位于与中心轴48相距R的体元的角度观察区间，其角度区间的范围为：
Δθ rθz = π ± sin - 1 ( R S ) - - - ( 1 )
其中S代表辐射源12与检查区域14的等角点S之间的距离，且Δθr，θz是R处的体元保持在可视区域内的最大和最小的角度间隔(分别对应运算符“±”中的“+”和“-”)。例如，当R＝15cm，且S＝57cm时，Δθr，θ，z在164度到195度的范围内。
角度间隔范围Δθr，θ，z对应于时间观察间隔范围，即为时间分辨
率范围，给定如下：
其中Trot表示x射线源12旋转360度的时间周期。在R＝15cm，S＝57cm，以及Trot＝0.4秒(旋转率＝150r pm)时，每一体元时间分辨率在0.183秒到0.217秒的范围内。
虽然公式(2)给出了存储在图像储存器64中的图象表示里每一体元的时间分辨率范围，但获得全部图像基本上需要很长时间。例如，图2中每一轨道40、42、44跨度近850度，从而获取时间(对于Trot＝0.4秒来说)大约为0.95秒。则获得三次扫描一共需要大约2.8秒。因此，对于组成图像表示的体元实质上存在时间偏斜。
继续参照图1和图2，为解释时间偏斜，体元时间处理器66计算体元的获取时间。在优选的实施例中，根据对应于每一体元的PI线(PI-line)进行该计算。如本领域所熟知的，PI线沿相应的螺旋轨道40、42、44与该体元和最近的两个点交叉。此处这两个最近的点角度描绘为θ1和θ2(其中认为扫描初始θ＝0度，且扫描以正角度方向进行)。既然该体元由在邻近角度区间[θ1，θ2]对应邻近时间间隔的投影数据重建的过程中所得的投影数据重建，则此获取该体元投影数据的平均角度或中值角度θavg为：
θ avg = θ 1 + θ 2 2 - - - ( 3 )
中值角度θavg对应的体元获取的中值时间或平均时间为：
其中To表示θ＝0度的时间，就是当螺旋轨道开始的时间。优选地，通过体元时间处理器66计算公式(3)和(4)所给出的体元获取时间。
沿轴向或者Z轴方向的片层之间存在大致的时间偏斜。然而，即使是在一个轴向片层中，该体元也将产生时间偏斜，且存在不同的体元获取时间，这是由于在相应P I线中邻近角度间隔[θ1，θ2]的不同所造成的。会认识到的是，体元的邻近角度可视间隔[θ1，θ2]由重建处理器62所确定，其作为常用锥形束图像重建处理的一部分。
除体元获取时间之外，每一体元也具有值，诸如在每个时间偏斜的图像表示中的灰度级亮度值。随着每一这种体元值在大概相应的体元获取时间取得，通过体元插值器68采用插值，曲线拟合，或其它方法直接得到时间相关的体元值。对于包含所关心的容积46的体元来说，其随时间变化的体元值确定一个在所关心的容积46上的四维图像表示，以及多个轨道40、42、44的获取间隔。该四维图像表示存储在一个四维图像储存器70中。
可替换地，通过选择其体元获取时间对应于所选时间的体元，从而产生所关心的容积46在选定时间里的图像。优选地，通过体元插值器68对其体元获取时间邻近所选定时间的两个或者更多的体元值进行插值、曲线拟合、或将其组合，以估计选定时间内的体元值。在所关心的容积46中，通过对每一体元进行插值，以获得相应选定时间内提高时间分辨率的的图像表示。
优选地，通过补偿处理器72对四维图像表示或者选定时间的图像表示进行处理，其对于以下情况产生三维补偿：选定时间、或在选定时间里的图像投影或者片层、或图像投影或片层的时间序列、或在成像间隔期间上所成像容量的影片(CINE)序列等，其显示在用户接口设备24的图形显示器26上。
对于心脏成像，优选地基于由心电图仪30提供的心搏周期信息选通每一螺旋轨道或者扫描，对所有关心的心搏周期相位进行采样。如果每一螺旋起始于不同的心搏周期相位，例如在每一轨道选通时进行初始化，那么对于N次扫描，相应进行第N次心脏相位重建。该N值为：
N = T cc 0.25 · T rot = 240 HR · T rot - - - ( 5 )
其中Trot表示x射线源12旋转360度的时间周期，以秒为单位。Tcc表示以秒为单位的心搏周期，以及HR表示每分钟的心跳频率。
例如，如果HR＝60跳每分钟，Trot＝0.4秒(辐射源旋转率＝150rpm)，则N＝10。就是说，如果以不同心搏相位为起点得到十个轨道或扫描，那么可分辨十个心脏相位。
继续参照图2，采用目标支撑台和辐射源中的一个进行旋转轴式机械移动得到螺旋轨道40、42、44。在这一机械实施例中，对于现有可以达到的视野以及源旋转率，对沿轴向延伸约12厘米的所关心的容积46、诸如心脏进行成像，典型地需要大约一秒或更长时间。相应地，被记录的解剖学动作将超出一秒。
然而，通过使用心脏开启，可以通过获取与多个被分辨的心脏周期对应的多个螺旋扫描记录周期心脏运动。可选地使用标称的固定图像特征、诸如胸腔壁，记录与数个螺旋扫描对应的图像的相关空间状态，以矫正患者在螺旋扫描时间的时间标定上的动作或其它动作伪影。
选择心脏相位或动作状态，并且基于由心电图仪30提供的心搏周期信息识别其获取时间接近所选定的心脏相位或动作状态的时间偏斜图像表示上的体元。可选地，使用该心脏动作的生理模型更准确地确定源于心电图数据的所选定心脏动作状态的时间事件。该确定的体元通过时间插值、平均、或将其组合，以计算得到在所关心的容积范围内所选定的心脏相位或动作状态的图像表示。可以从每个可辨心脏相位的时间偏斜图像表示计算得到这种图像表示。
例如，参照图3A所示的心脏相位轴位置图，其投影数据由以均匀间隔的心脏百分比相位为始点的十个螺旋仿真获得。通过分别选在心脏周期的0％、10％、20％、30％、40％、50％、60％、70％、80％和90％处心脏开启，使得这些螺旋相继在轴位置Z＝0处初始化。每次扫描的初始表示为一次满循环。
获得的投影数据表示成由初始时间延伸出的斜线。该斜线代表沿轴向或者Z轴方向随着螺旋轨道同步前进的心脏相位的进程。使用由十个螺旋中的每个螺旋所得的投影数据重建出一个时间偏斜图像表示，并且对插值后的体元，选择性地计算十个心脏百分比相位中每个相位的0％、10％、20％、30％、40％、50％、60％、70％、80％和90％。在整个所关心的容积中进行此类插值，并且当心脏相位0％(等同于100％)、10％、20％、30％、40％、50％、60％、70％、80％和90％的情况下，其插值图像结果表示为图3A中的水平虚线。
如图3A所示，由于在获取十个螺旋时间里心脏频率的变化，使得对应于每一选定的心脏相位，其所得的数据存在某些非均匀性。例如，区域80为宽间距采样。图3A中心脏频率中的变化表示为代表所得投影数据的斜线斜率上的变化。
参照图3B，以在轴向片层z＝50(z＝50用黑体垂直线表示)，均匀心脏百分比相位的间隔处所得图像数据为目标对象，调整心脏开启以补偿在心电图仪30探测中心脏频率的变化。从图3B中可以看到，z＝50其在心脏相位的投影视图采样大致是空间均匀间隔的。
参照图3C，以在70％心脏相位附近心脏状态中所得空间均匀间隔的采样为目标对象，调整心脏开启以补偿心脏频率的变化。所关心的心脏状态通常表示为实水平曲线82。例如，该心脏状态82可以是心脏运动的最小状态，其最小值产生在略微不同于轴向或Z轴方向上的心脏相位。同样地，相邻相位通常以虚线方式的水平曲线84标出，并进行重建。
参照图3D，所示为在[Zlow，Zhigh]范围内70％心脏相位附近的心脏状态86的成像。每一螺旋起始于百分比为40％的心脏相位，其所得投影在40％到100％之间的心脏相位。优选地，x射线束在心脏相位间隔0％-40％时关闭，以减少传到患者身上的辐射剂量。仅仅五个这样经过剂量调整的螺旋就足以提供在[Zlow，Zhigh]范围里充分多的空间均匀间隔的采样。而且，虽然处在不同的心脏相位，这五个螺旋还提供了延伸至跨过整个所关心容积(z＝0至z＝120)的成像数据。例如，利用相对固定的图像特征如胸腔壁，可以使用这些空间延伸的成像数据进行图像记录。
参照图3E，其采用十二个螺旋扫描，+Z轴向上六个，-Z轴向上六个，使用双向或来回向的轴向循环，以提供在菱形区域88的高分辨率成像数据和穿越整个所关心容积的略低分辨率成像数据。每一扫描跨过40％-100％的心脏相位，并且优选地，通过在0％-40％心脏相位区域关闭x射线束，进行再次剂量调整。在图3E中，双向成像在+Z轴和-Z轴扫描的交点处产生冗余投影成像数据。图3E所示的水平虚线通常表示从获得的投影视图进行插值得到的心脏状态图像。
继续参照图1，并进一步参照图4，另一范例四维计算机断层成像实施例通过使用位于两轴向位置的x射线源可获得增加的扫描速度。在图4的具体设置中，所使用的始于两源S1、S2的x射线束在一条平行于轴或Z轴的直线方向上轴向间隔。x射线源S1、S2可以是多个常规的x射线管、多阳极x射线管的阳极、位于轴向延伸阳极上轴向间隔的x射线生成位置等。对于每一视角组，采集每一源S1、S2所产生x射线束的投影数据。
图4所示为通过同时获取由x射线源S1和S2产生的投影数据，在单个360度机架旋转上得到的双转螺旋轨道。使用源S1所得螺旋部分如图所示为粗体实线螺旋部分，同时使用源S2所得螺旋部分如图所示为粗体虚线螺旋部分。
x射线源S1、S2轴向间隔的距离对应于在源旋转360度时目标支撑台16运动的线性距离。因此，在机架360度旋转之后，源S1处于源S2关于所关心容积46的初始位置，并且将每一源S1、S2所得的螺旋旋转合并形成单个跨过所关心容积46的双转螺旋。由于使用两个x射线源S1和S2同时获得数据，单机架旋转可提供双转螺旋的2×360度＝720度的投影数据。
由于在单机架旋转中双转螺旋对应720度的投影数据，则数据获取率翻倍。通过增加间隔360度的附加射线源，使用三个、四个等协同源将同样地得到三倍、四倍等的数据获取率。例如，使用四个以360度间隔间隔的射线源，其单机架旋转将获得4×360度＝1440度的角度数据。
图4所示的方法仍然是x射线源和床之间的机械相对运动，因此在每次扫描之后，射线源很难快速回扫(retrace)。而且，由于交点处的时间不连续性，使得图像重建过程中，以360度间隔的螺旋交点处引入某种复杂性。这将导致组合螺旋在时间偏斜上的不连续性。
参照图5A和5B，优选地在电子实施例中，x射线源12包括沿轴向或Z轴方向排列可旋转94的圆柱形阳极92。也可以使用其它轴向延伸的阳极结构。一个或更多的电子加速器961，962产生一个或更多的通过一个静电射束偏转器的常规校准电子束。该射束偏转器包括分别与电子加速器961，962耦合的静电电极元件98、100，其可选择地将电子束进行轴向偏转。还可使用电磁射束偏转器替代静电射束偏转器。
切换/扫描电子控制器102可在所选定的电子束轨道110、112、114、116上进行选择切换。每个电子束轨道110、112、114、116在预定轴位置撞击圆柱形阳极92，可选择地产生数个轴向间隔的锥形或楔形x射线束120、122、124、126中的一个。该切换/扫描电子控制器102另外还轴向跨过阳极对电子束轨道110、112、114、116进行扫描或者转移(在图5A和5B中以实水平箭头表示)。该轴向扫描可替代常规计算机断层成像中所使用的目标支撑台16的轴向移动。该扫描可以是双向的(也就是前后向)。可替换地，一个方向上的扫描(以实心水平箭头表示)紧接着快速再记录(在图5A和5B中以虚线水平箭头表示)。
旋转94跨过阳极92表面散发所产生的热量。优选地，该圆柱形阳极92也可以使用水或另外的冷却液流体进行主动冷却。该冷却液流体可被传送到圆柱形阳极92中(在这种内部冷却装置中，该圆柱形阳极为中空)，或者通过设置在附近的中空冷却剂行列、结构或是其它覆盖热耦合到圆柱形阳极92上。例如，接受冷却剂的覆盖物128设置在被电子束撞击侧的相反侧上的阳极的附近，但从其进行置换，并且部分延伸到圆柱形阳极周围。优选地，电子束110、112、114、116以相对阳极92表面常态的45度角撞击该圆柱形阳极92。通过扫描穿过阳极92的射束110、112、114、116，进一步增强该热管理。
当然，由于受到电子聚束光尺寸，圆柱形阳极92的轴向长度等的限制，沿圆柱形阳极92可以产生多于或少于四个的x射线束。楔形x射束120、122、124、126的宽度在x射线探测器20上应当不会产生交迭，这也进一步地限制了射束的数量。优选地，通过选择性地配置切换/扫描电子控制器102，x射线管12能够生成不同数量并且轴向间隔的x射线数，以及不同的射束扫描速率。在一个优选的实施例中，圆柱形阳极92具有的约15厘米的轴向长度，其对应于典型心脏的轴向长度加上锥形束的扇面。
在一个合适的范例设置中，如图5A和5B中所示产生四个x射线束120、122、124、126。x射线束120、122由第一个电子加速器961产生。x射线束124、126由第二个电子加速器962产生。图5B所示x射线束120、124同时生成。准直器130限制x射线束120、124以免在探测器20上交迭。同样地，在图5B所示的模型中x射线束122、126同时生成。准直器130限制x射线束122、126以免在探测器20上交迭。因此，与准直器130配合的x射线管12以交替的投影视图，在x射线束120、124和x射线束122、126之间更换，因此随着机架的旋转可以获取沿两条交错螺旋线的投影数据。
继续参照图1、5A和5B，并进一步参照图6A、6B和7，该x射线管12提供两条螺旋，即螺旋I和螺旋II。在图6A和6B中，位于所关心区域46前端的螺旋部分用实线表示，同时在所关心区域46后面的螺旋部分用虚线表示。
图6A所示为机架18在0度到180度旋转过程中的x射线束120、122、124、126的轨道。图6B所示为机架18在180度到360度旋转过程中的x射线束120、122、124、126的轨道。阳极92以及位于其上的每一个x射线束120、122、124、126的起始发射位置(后者在图6A和6B中以开环标出)用细虚线在图6A和6B的模型中标出。x射线束120、122、124、126同时扫描穿过阳极92。
图7所示为x射线束位置(相对于起始发射位置)与机架角度之间的简图。而且，对于每个标注的机架角度：0度、90度、180度、270度、360度，示意性的表示出阳极92的位置，其中相对于所关心容积46的x射线束发生位置在机架标注角度下绘出。
不同于以前的实施例，图6A、6B和7中的电子实施例并没有采用成像过程中目标支撑台16的线性移动。更好的情况是，在机架18旋转过程中，通过沿阳极92轴向扫描x射线生成电子束轨道110、112、114、116，得到螺旋源轨道。每个电子束轨道110、112、114、116在0度到180度之间从起始发射位置移动(以开环标出)距离P/2，其中P为螺旋整360度旋转的轴向长度。相应地，在第一个180度旋转过程中，每个x射线束120、122、124、126沿其轴向长度为P的螺旋的一个半周140移动。x射线束120、124产生对应于螺旋I的两个半周140。x射线束122、126产生对应于螺旋II的两个半周140。
在一个合适的时间序列中，第一个视角范围里的x射线束120、124用于生成螺旋I的投影数据，同时关闭x射线束122、126。在相邻的下一个视角范围里的x射线束122、126用于生成螺旋II的投影数据，同时关闭x射线束120、124。如图5A所示，适当地使用协同操作的电子加速器961、962和射束偏转器98、100实现该时序。而且，如图5B所示的准直器30是为确保在此时间序列中不会产生工作x射线束的交迭。
在180度时，快速回扫部分142将电子束110、112、114、116恢复到开环标出的起始发射位置。每个电子束110、112、114、116在180度到360度之间再从起始发射位置移动距离P/2，相应地，每个x射线束120、122、124、126沿螺旋的第二个半周144移动，并与半周140组成完成的整周。x射线束122、126产生对应于螺旋I的两个半周144。x射线束120、124产生对应于螺旋II的两个半周144。在360度时，第二快速回扫部分146再次将电子束110、112、114、116恢复到起始发射位置。对于每个360度机架旋转，其过程在成像中反复进行。
快速回扫消除由不同x射线束生成的螺旋部分交点处的时间不连续性。然而可选地，执行某些过扫描，以有利于交点处锥形束投影数据成羽状。
如图6-7所示使用两个交错螺旋I、II，在单机架旋转中对整个所关心容积46进行扫描。在所关心容积46所得的图像表示中，得到减小的采样间隔Trot/M，其中Trot表示机架18和x射线源12单次旋转的时间，M表示x射线束的个数。因此，对于图6-7的设置，所关心容积46的扫描时间间隔为Trot/4。这导致所关心容积46的每个图像表示中时间偏斜减小。
特别参照图5-7描述的电子实施例的采样率基本上高于图2-4中所使用的机械实施例得到的采样率。然而，螺旋I和螺旋II都将产生一些时间偏斜。因此，当使用图5-7中的电子实施例时，平均体元获取时间值在公式(3)和(4)中给出，其优选地由体元时间处理器66对每个重建图像的每个体元进行计算。体元插值器68适当地应用插值、曲线拟合、或类似方法在所关心区域46内对每个体元确定时间相关的值。
机架每旋转一次，每个体元经过两次采样：一次被螺旋I，一次被螺旋II。例如，旋转率为150rmp，即意味着每个体元每200毫秒采样一次。对于每分钟75次的心率，其心搏周期为800毫秒，因此每个体元在每个心搏周期采样四次。
参照图8A，所示为体元获取时间，其体元位于所关心容积46的中心圆柱轴48上。使用x射线束120获得的数据以实线标出，使用x射线束122获得的数据以长划线标出，使用x射线束124获得的数据以短划线标出，而使用x射线束126获得的数据以虚点线标出。对于150rmp的机架旋转率，图8A中所得序列每200毫秒采样一个体元。在一种数据处理方法中，对体元值在100毫秒增量处进行插值，图中以细虚点水平线标出。对于每分钟75次的心率，每次心搏周期进行8次采样。其插值后的数据得到四维数据集，从其值可以提取所选定的心脏状态或相位中的解剖学部分。
在如图8A所示的相同的时序中，除了选取的旋转率为300rmp，每100毫秒采样一个体元，使得每50毫秒增量处进行一次插值，对于每分钟75次的心率，每次心搏周期进行16次采样。由于每次心搏周期的大量采样，图8A所示通过心电图仪30可选地在心脏未开启期间进行成像。更好的情况是，可以足够快速地获得计算机断层成像图，以得到从其中可以直接提取心搏周期信息的经过插值的心脏相位分辨率。该直接法尤其有利于在心律不齐的心脏诊断中，其中心搏周期在心跳过程中快速变化。
参照图8B，所示是在心脏开启，机架旋转为300rmp的情况下，使用图5-7中的电子实施例得到的另一成像过程的仿真。四个x射线束120、122、124、126对应一个相位向前扫描两次，例如在心脏收缩末期，约200毫秒处如图8B所示范例。对于每分钟75次的心率，该四个x射线束120、122、124、126对应心休期相应的相位向后扫描两次，其在约600毫秒处如图8B所示范例。
再返回参照图5A和5B，带有延长圆柱形阳极92的x射线管尤其适于如参照图6-8所描述的切换/扫描射束成像模式。然而，图5A和5B中的x射线管通过省去电子束沿圆柱形阳极92方向的切换，也能够进行传统的单点计算机断层成像。因此，例如使用图5所示的x射线管12，通过配置控制器102生成单一无切换x射线束，可以获得图2所示的单点成像轨道。然而，在这种单射束模式中，阳极92基本上是在固定的x射线发生点产生热量。因此，对于如图2所示的单点成像轨道优选传统的x射线管。
同样地，图5的x射线管12可被用于在一个或多个机架旋转情况下，通过轴向穿过阳极92扫描单电子束，从而进行单次螺旋扫描。因此，可以使用x射线管12进行常规的螺旋锥束计算机断层成像，而不用目标支撑台16的线性移动。

Claims (29)

1.一种螺旋锥束计算机断层成像方法，包括：
采用多个源轨道螺旋，获得所关心容积(46)的螺旋锥束计算机断层成像投影数据；
对每个螺旋，重建所获得的螺旋锥束计算机断层成像投影数据，以产生对应的所关心容积(46)的时间偏斜容积图像表示；
对每个时间偏斜容积图像表示，计算每个体元的体元获取时间；和
对每个体元，基于多个图像表示中的体元值以及相应的体元获取时间，计算插值体元值。
2.按照权利要求1所述的成像方法，其中时间偏斜容积图像表示在时间上交迭。
3.按照权利要求1或2所述的成像方法，其中对于至少一些体元，该体元获取时间之间的时间间隔小于获得螺旋的时间间隔。
4.按照权利要求3所述的成像方法，其中所关心容积(46)经过循环时间变化，并且每个源轨道螺旋在比所关心容积(46)的该循环时间变化的一个循环周期更小的时间间隔上跨越所关心容积(46)。
5.按照权利要求4所述的成像方法，其中对于每个螺旋重建所获得的螺旋锥束计算机断层成像投影数据，以产生对应的所关心容积(46)的时间偏斜容积图像表示，包括：
对于每个体元，重建对应于体元的时间上邻近的投影数据集，该时间上邻近的投影数据集已经在相应源轨道螺旋内的单个邻近获取时间间隔上得到。
6.按照权利要求5所述的成像方法，其中对每个时间偏斜容积图像表示的每个体元，计算体元获取时间，包括：
计算体元获取时间，作为对应于该体元的邻近获取时间间隔的时间平均值。
7.按照权利要求5或6所述的成像方法，其中对于每个时间偏斜容积图像表示的每个体元，计算体元获取时间，包括：
标识与该体元相关联的PI线；
确定对应于该PI线的PI线时间间隔；并且
计算该体元获取时间，作为该PI线时间间隔的统计特征时间值。
8.按照权利要求7所述的成像方法，其中采用多个源轨道螺旋，获得所关心容积(46)的螺旋锥束计算机断层成像投影数据，包括：
对于每个螺旋，在邻近的螺旋转弯过程中，获得通常不交迭的投影视图。
9.按照权利要求8所述的成像方法，其中多个源轨道螺旋中至少一些跨越了少于整个所关心的容积(46)。
10.按照权利要求9所述的成像方法，其中采用多个源轨道螺旋，获得所关心容积(46)的螺旋锥束计算机断层成像投影数据，包括：
围绕所关心容积(46)旋转辐射源(12)；并且
与该旋转同时地，进行所关心容积(46)和辐射源(12)的循环相对轴向移动。
11.按照权利要求10所述的成像方法，其中采用多个源轨道螺旋，获得所关心容积(46)的螺旋锥束计算机断层成像投影数据，包括：
在同时的旋转和相对轴向移动期间，使用多个轴向间隔辐射锥束源位置，获得投影数据。
12.按照权利要求9所述的成像方法，其中采用多个源轨道螺旋，获得所关心容积(46)的螺旋锥束计算机断层成像投影数据，包括：
围绕所关心容积(46)旋转锥束辐射源(12)；并且
与该旋转同时地，跨越辐射源(12)轴向上延长的阳极(92)来轴向扫描电子束，该电子束确定了x射线锥束在阳极(92)上的生成位置，该旋转和轴向扫描协同生成源轨道螺旋。
13.按照权利要求12所述的成像方法，其中采用多个源轨道螺旋，获得所关心容积(46)的螺旋锥束计算机断层成像投影数据，进一步包括：
在源轨道螺旋之间快速回扫轴向扫描。
14.按照权利要求12或13所述的成像方法，其中轴向扫描包括，跨越轴向延长的阳极(92)同时轴向扫描至少两个x射线锥束生成位置。
15.按照权利要求14所述的成像方法，其中所关心容积(46)包括心脏区域，并且采用多个源轨道螺旋，获得所关心容积(46)的螺旋锥束计算机断层成像投影数据，包括：
基于探测到所选择的心脏相位，触发每个源轨道螺旋。
16.按照权利要求15所述的成像方法，其中对于每个螺旋，所选择的触发心脏相位是不同的。
17.按照权利要求15或16所述的成像方法，其中至少两个源轨道螺旋在单个心脏循环中被触发。
18.按照权利要求17所述的成像方法，其中所关心容积(46)包括循环时间上变化的组织，并且插值体元值的计算包括：
时间偏斜容积图像表示的插值体元，该图像表示具有对应于循环时间上变化组织所选定状态的体元获取时间。
19.按照权利要求18所述的成像方法，其中插值体元值的计算包括：
对于每个体元，基于多个时间偏斜容积图像表示中的体元值以及相应的体元获取时间，计算时间相关的体元值。
20.一种进行螺旋锥束计算机断层成像的设备，该设备包括：
计算机断层成像扫描器(10)，其采用多个源轨道螺旋，获得所关心容积(46)的螺旋锥束计算机断层成像投影数据；
重建处理器(62)，其对每个螺旋，重建所获得的螺旋锥束计算机断层成像投影数据，以产生对应的所关心容积(46)的时间偏斜容积图像表示；
体元时间处理器(66)，其对于每个时间偏斜的容积图像表示的每个体元，计算体元获取时间；以及
体元插值器(68)，基于多个图像表示中的体元值以及相应的体元获取时间，对于每个体元计算插值体元值。
21.按照权利要求20所述的设备，其中所关心容积(46)包括至少一部分心脏，并且计算机断层成像扫描器(10)采用多个源轨道螺旋，获得所关心容积(46)的螺旋锥束计算机断层成像投影数据，其包括：
心电图仪(30)，用于触发源轨道螺旋。
22.按照权利要求21所述的设备，其中用于计算插值体元值的体元插值器(68)包括：
用于从时间偏斜容积图像表示中选择体元值的装置，该图像表示相应的体元获取时间与出现所选的心脏相位和所选的心脏运动状态中其中之一相对应；以及
用于组合所选的体元值，以生成所选心脏相位或所选心脏运动状态的图像表示的装置。
23.按照权利要求20-22中任一项所述的设备，其中用于计算每个体元的插值体元值的体元插值器(68)包括：
基于多个时间偏斜容积图像表示中的体元值以及相应的体元获取时间，计算时间相关的体元值的装置。
24.按照权利要求23所述的设备，其中用于获得螺旋锥束计算机断层成像投影数据的计算机断层成像扫描器(10)包括；
旋转机架(18)；
设置在旋转机架(18)上的x射线源(12)，该x射线源(12)包括轴向延伸的阳极(92)和电子源(961，962)，其沿阳极(92)轴向扫描电子束，以产生轴向扫描x射线锥束，该轴向扫描与机架(18)的旋转配合，以产生源轨道螺旋；
辐射探测器(20)，设置用于在穿过所关心容积(46)之后，探测由x射线源(12)产生的x射线；以及
支撑结构(16)，用以支撑成像目标，该成像目标的至少一部分确定了所关心容积(46)。
25.按照权利要求24所述的设备，进一步包括：
射束切换装置(102)，用于切换阳极(92)上多个轴向间隔位置之间的扫描电子束，以产生多个轴向间隔的扫描x射线锥束(120、122、124、126)。
26.按照权利要求23所述的设备，其中用于获得螺旋锥束计算机断层成像投影数据的计算机断层成像扫描器(10)包括；
旋转机架(18)；
设置在旋转机架(18)上的x射线源(12)，该x射线源(12)随旋转机架(18)而旋转，并产生穿过所关心容积(46)的x射线锥束；
辐射探测器(20)，用于在穿过所关心容积(46)之后，探测由x射线源(12)产生的x射线；
支撑结构(16)，用以支撑成像目标，该成像目标的至少一部分确定了所关心容积(46)；以及
用于相对地轴向移动支撑结构和x射线锥束的装置(98，100)，该轴向移动与机架(18)的旋转协同以产生源轨道螺旋。
27.按照权利要求23所述的设备，其中用于获得螺旋锥束计算机断层成像投影数据的计算机断层成像扫描器(10)包括；
旋转机架(18)；
设置在旋转机架(18)上并随之旋转的x射线源(12)，该x射线源(12)包括轴向取向的圆柱形阳极(92)，照射该圆柱形阳极(92)以产生横穿所关心容积的x射线束的电子源(961，962)，以及沿圆柱形阳极(92)对电子束进行轴向偏转以便轴向扫描x射线束的电子束偏转器(98，100)，该偏转器(98，100)配合旋转机架(18)，以产生围绕所关心容积(46)的x射线锥束螺旋轨道；以及
辐射探测器(20)，用于在穿过所关心容积(46)之后，测量x射线束。
28.按照权利要求27所述的设备，其中电子束偏转器(98，100)在阳极(92)上至少两个轴向间隔位置之间进行电子束切换，选择该至少两个轴向间隔位置以确定每个均跨越一部分所关心容积(46)的至少两个螺旋轨道，并且设置成协同定义跨越所关心容积(46)的螺旋轨道。
29.按照权利要求27所述的设备，其中电子束偏转器(98，100)在阳极(92)上至少两个轴向间隔位置之间进行电子束切换，选择该至少两个轴向间隔位置以确定至少两个交织的螺旋轨道。
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