CN1165261C - 带有不对称检测器系统的螺旋计算的x线断层术 - Google Patents

Abstract

一种在加权的螺旋(210)扫描期间利用不对称的检测器阵(14)重构X线断层图象的计算的X线断层成象系统，包括用于随着X射线源绕成象平面内的机械转动中心的Z轴旋转定义多个扇形束投影的装置，其中各扇形束投影相对于连接扇形束的顶点与机械转动中心的线分别对向最大角φ₁与φ₂，其中φ₁与φ₂是不同的；以及多个检测器，及φ描述检测器与连接扇形的顶点与机构转动中心的线所对之角，φ_max为φ₁与φ₂两个值中的较大者而φ_min为φ₁与φ₂两个值中较小者。该系统还包括利用第一加权方案加权|φ|＜φ_min的检测器所获取的数据并且利用第二加权方案加权φ_min＜|φ|＜φ_max的检测器所获取的数据的加权装置。

Description

带有不对称检测器系统的螺旋计算的 X线断层术

发明领域

本发明一般涉及螺旋计算的X线断层扫描。更具体地，本发明涉及用于减少用不对称配置的检测器系统螺旋扫描生成的X线断层图中的赝象的方法与装置。

发明背景

图1示出包含分别固定在环形盘16的径向对侧上的X线源12及X线检测器系统14的典型第三代计算的X线断层术(CT)扫描器10的轴向视图。该盘是可转动地安装在门式支架(未示出)中的，以便在扫描期间该盘绕Z轴(它垂直于图1中的页面且在盘的机械转动中心上与扫描平面相交，盘的机械转动中心18对应于重构的图像的“等角点”)连续地转动，同时X线从源12穿过诸如放置在盘的开口内的患者台上的患者20等物体到达检测器系统14。

检测器系统14通常包含以具有在称作“焦点”的点24上的曲率中心的园弧形状配置成单行的单个检测器22的阵列，X线源12的辐射便是在点24上发出的。X线源与检测器阵列定位成使源与各检测器之间的X线路径都位于垂直Z轴的“扫描平面”中。由于X线路径始发于基本上一个点源且在不同角度上延伸到检测器，这些X线形成入射在检测器阵列14上的“扇形束”26。在扫描期间的测量瞬间上入射在单个检测器上的X线通常称作“射线”，而各检测器生成指示其对应的射线的强度的输出信号。由于各射线被其路径中的物质部分地衰减，各检测器生成的输出信号表示位于该检测器与X线源之间的所有物质的密度(即位于检测器的对应射线路径中的物质的密度)。

X线检测器所生成的输出信号通常由CT系统的信号处理部分(未示出)处理。信号处理部分通常包含数据采集系统(DAS)，它滤波X线检测器所生成的输出信号以改善它们的信噪比。例如在美国专利号NO4,547,893中描述了这种DAS。通常将DAS在测量间隔中生成的输出信号称作“投影”或“像”，而将对应于特定投影的盘16(及安装在盘16上的源12及检测器系统14)的角方向称作“投影角”。

图2示出在投影角β及检测角γ上生成扇形束数据点P_f(β，γ)的盘16(以及安装在盘上的X线源12及检测器系统14)的朝向。用于定义基准朝向的中心线40从X线源12的焦点延伸通过在机械转动中心18上的Z轴。投影角β定义为垂直轴与中心线40之间的角。系统14中的各单个检测器具有也相对于中心线40定义的相关检测器角γ。根据定义，中心线40在0°的基准检测器角γ上与检测器系统14相交。如图2中所示的对称检测器系统14从-γ_m的检测器角扩展到+γ_m。如下面将更详细地讨论的，可将不对称的检测器系统说成是从检测角-γ_m+α扩展到γ_m的。对称检测器系统14所生成的扇形束投影P_f(β，γ)包含所有检测器为投影角β在从-γ至γ_m的检测器角上生成的数据点P_f(β，γ)的集合。

在扫描期间，盘16平滑与连续地绕被扫描的物体转动，使得扫描器10在对应的投影角β的集合上生成投影P_f(β)集合。在传统的扫描中，扫描期间患者保持在不变的Z轴位置上，而在螺旋CT扫描中，患者沿Z轴平移，同时盘绕患者转动(并将以这一方式描述；虽然作为替代患者可保持静止而盘沿Z轴平移同时绕患者转动)。图3A示出在传统扫描期间采集的数据，而图3B示出在螺旋扫描期间采集的数据。如图3A中所示，如果X线源12及检测器系统14绕物体20转动同时物体20保持在固定的Z轴位置上，与检测器系统14采集的所有投影关联的扫描平面将全部位于公共的“切片平面”50中。如图3B中所示，如果物体20连续地在Z轴的方向上平移同时盘绕物体20转动，没有扫描平面是共面并从而位于公共切片平面中。而是与各投影关联的扫描平面将位于在沿螺旋轨迹集合上的轨迹点上的Z轴的唯一位置上。图3B示出对应于在间隔(0，10π)中的螺旋投影角的扫描平面的Z轴坐标。由于各投影的值取决于患者的Z轴位置，各投影可认为是两个变量β与Z的函数。

由于在传统扫描期间患者保持在不变的Z轴位置上，这种扫描通常称作“不变Z轴位置扫描”或CZA扫描。在螺旋扫描中，投影P_f(β，γ)是通常使得Z与视角β线性相关地取得的从而Z(β)＝Cβ，其中C为常数。这一形式的螺旋扫描通常称作匀速螺旋(CSH)扫描。

利用诸如逆Radon变换等公知的算法，可从全部共用同一扫描平面的投影集合中生成X线断层图，而上述公共扫描平面称作“切片平面”。X线断层图表示被扫描的物体沿切片平面的二维“切片”的密度。从投影生成X线断层图的过程通常称作“滤波的背投影”或“重构”，因为可将X断层图想象成是从投影数据重构的。CT扫描器的信号处理部分通常包含用于从投影生成X线断层图的背投影器。

在CZA扫描中，所有投影共用公共的扫描平面，因此可将这些投影直接应用在背投影上用于生成X线断层图。

在CSH扫描中，各投影具有位于唯一的Z轴坐标上的唯一扫描平面，因此CSH投影不能直接应用在背投影器上。然而，众所周知，在CSH扫描期间采集的数据可以各种方式内插以生成全部共用垂直于Z轴延伸的公共扫描平面的内插的投影集合。例如，可通过组合在相等的投影角上及在不同的Z轴位置上所取的两个投影来生成各内插投影。可将这些内插的投影作为CZA数据处理并可将其应用在背投影器上以生成X线断层图。

CSH扫描不利地需要某种形式的内插来生成X线断层图。因此CSH扫描生成的X线断层图趋向于具有图像赝象的特征。并且由于是组合在Z轴位置上的间隔上采集的CSH扫描投影数据来生成内插的CZA扫描数据，在CSH扫描中生成的X线断层图具有比用CZA扫描生成的X线断层图宽的有效“切片平面宽度”。然而，CSH扫描有利地允许快速扫描大体积的患者。例如，在短到足以使患者能舒服地屏住他们的呼吸(从而保持相相对静止)的时间间隔中，CSH扫描便可采集到全面扫描诸如肾等整个器官的足够数据。在实践中，在单个螺旋扫描中，盘可在诸如40π弧度(即20次全转动)的数量级上转动，并可将采集的数据用于生成多个切片平面上的X线断层图。

可从扇形束投影P_f(β，γ)的集合中重构X线断层图，其中β在范围(0，β_max)中。β_max的选择部分地取决于X线断层图所要求的信噪比及部分地取决于X线断层图所要求的切片平面宽度。由于CT扫描器的转动性质，用来测定数据点P_f(β，γ)的射线是与用来测定数据点P_f(β+2π，γ)的射线重合的。因此，在平行于Z轴的方向上没有患者运动时，投影数据是以周期2π循环的，且数据点P_f(β，γ)等于数据点P_f(β+2π，γ)。从CZA扫描数据生成X线断层图的一种方法采用等于2π的β_max。由于盘16完整地绕患者转动，通常将这种扫描称作“全扫描”。没有必要将β_max设定为大于2π，因为由于投影数据的周期性，这将导致采集冗余的数据。然而，可以采集这种冗余数据并能用来改善X线断层图的信噪比。

除了上述全扫描周期性或冗余性，CT扫描器还具有用下面式(1)描述的相关“半扫描”冗余性。

P_f(β，γ)＝P_f(β+π-2γ，-γ)           (1)

式(1)在没有患者运动时是成立的，因为用来测定数据点P_f(β，γ)的射线与用来测定数据点P_f(β+π-2γ，-γ)的射线重合且逆平行(因为X线源与检测器相对位置是倒置的，所以射线是“逆平行”的)。已知的CT“半扫描”技术利用式(1)允许从用β_max等于π+2γ_m采集的CZA扇形束投影集中生成X线断层图。然而，这种半扫描X线断层图具有比β_max等于2π的全扫描X线断层图低的信噪比。

螺旋内插或HI扫描为将上述全扫描技术应用在CSH扫描上的扫描方法。在HI扫描中，为(0，4π)的范围内的β采集投影的同时患者连续地沿Z轴平移。然后通过在位于对应于2π的螺旋投影的Z轴位置上的切片平面的对侧的每一个上线性内插数据，利用这一数据来为(0，2π)范围中的β逼近CZA扫描数据集合。然后全扫描滤波的背投影算法从这一逼近的CZA扫描数据中生成X线断层图。

在HI扫描中，用按照下面的式(2)的线性内插估算作为从Z轴位置z_sp上的CZA扫描得出的数据点的数据点P_f(β₁，γ₁)。

P_f(β₁，γ₁)＝w₁P_f(β₁，γ₁)+w₂P_f(β₁，γ₁)      (2)

其中β₁＝β₂+2π而γ₁＝γ₂。式(2)的内插权重w₁与w₂用下面的式(3)给出。

$w_1=\frac{{\mathrm{\β}}_2-{\mathrm{\β}}_{\mathrm{sp}}}{{\mathrm{\β}}_2-{\mathrm{\β}}_1}---\left(3\right)$

$w_2=\frac{{{\mathrm{\β}}_{\mathrm{sp}}-\mathrm{\β}}_1}{{{\mathrm{\β}}_2-\mathrm{\β}}_1}$

一种可能的重构方法为在数据的滤波背投影之前执行式(2)的内插，用Z＝Z_SP及间隔(0，2π)中的β生成数据集。由于滤波的背投影是线性的，一种替代方法是用内插权重w(β，γ)去乘CSH扫描数据并在整个(0，4π)CSH扫描数据集上执行滤波背投影。后一方法具有某些计算上的优点，由于它允许流水作业重构过程，并对此后提出的所有螺旋算法采用这一方法。这一方法的权重w(β，γ)可通过将关系β₁＝β₂+2π而γ₁＝γ₂代入上面的式(3)中导出，并用下面的式(4)给出。

权重w(β，γ)为处处连续的并在β＝0及β＝4π时成为零及在β＝2π时成为1。

除了HI扫描，已知其它技术需要4π螺旋投影数据生成X线断层图，并在这里将这些技术称作“螺旋全扫描技术”。螺旋全扫描技术是有利的，因为实现它们相对简单与直观。然而，螺旋全扫描技术又是不利的，因为它们需要4π数据生成单个X线断层图，因此这些X线断层图是以相对较宽的切片平面为特征的。

螺旋半扫描或HH扫描是将上述扫描技术用在CSH扫描上的扫描技术。HH扫描有利在允许用小于4π的投影数据生成X线断层图。在HH扫描中，为范围(0，2π+4γ_m)中的β采集CSH扫描数据。对于范围(0，2π+2γ_m)中的β的CZA扫描数据是通过在对应于β_sp＝π+2γ_m的CSH扫描投影角的Z轴位置上的切片平面的对侧上线性内插数据来逼近的。然后已知的半扫描滤波背投影算法从这一逼近的CZA扫描数据中生成X线断层图。HH扫描超过上面讨论的螺旋全扫描技术的优越性在于HH扫描使用较少视图，并因此较少患者运动来重构各X线断层图。因此HH扫描X线断层图的实际切片宽度小于螺旋全扫描X线断层图的实际切片宽度。

图4示出HH扫描用来生成单个X线断层图的数据的Radon空间(βvs，γ)，图4还示出对应于各投影角β(沿垂直轴)的Z轴位置。图4中所示的数据是用来生成具有对应于β_sp＝π+2γ_m的CSH投影角的切片平面或Z轴位置的X线断层图的。在没有患者平移时(即在CZA扫描中)，图4中所示的Radon空间的区1-4将提供足够的数据用已知的半扫描技术重构单个X线断层图。类似地，在没有患者平移时，区5-8将提供足够的数据来重构单个X线断层图。在HH中，将切片平面下方的数据(即区1-4)与切片平面上方的数据(即区5-8)组合来逼近在切片平面上区1-4的CZA数据。

图4中，包含冗余数据的区是相似地加上条纹的，其中冗余数据定义为沿重合射线(平行或逆平行的)采集的数据，因此在没有患者运动时是相等的。因此，区1、4及7是冗余的；区2、5及8是冗余的；而区3及6是冗余的。在HH中，将相似地加条纹的区组合以逼近区1至4中的CZA数据集。在“带同时患者平移的计算X线断层术扫描”CarlR.Crawford与Kevin F.King.Med.Phys.17(6)，11月/12月1990，中详细描述组合数据的方法。下面的式(5)给出HH扫描的重构权重。

螺旋外插或HE扫描是将半扫描技术用于CSH扫描的另一种扫描方法。在HE扫描中，为(0，2π)范围中的β采集CSH扫描数据。从这一CSH扫描的数据内插与外插(0，π+2γ_m)范围中的β的CZA扫描数据，然后用已知的半扫描技术从这一逼近的CZA扫描数据中生成X线断层图。图5示出HE扫描用来在对应于β_sp＝π的CSH投影角的切片平面上生成单个X线断层图的数据的Radon空间。在没有患者运动时(即在CZA扫描中)，图5中所示的区1、2与3提供用已知半扫描技术重构单一X线断层图的足够数据。类似地，在没有患者运动时，区4、5与6也提供重构单个X线断层图的足够数据。在HE扫描中，将区1-3中的数据与区4-6中的数据组合以逼近切片平面上区1-3中的CZA数据。

区2与5(如图5中所示)是冗余的，内插这些区中的数据来逼近区2的CZA数据。区1与4中的数据也是冗余的。由于区1与4位于切片平面的同一侧上，区1的CZA扫描数据是通过外插(而不是内插)区1与4中的CSH扫描数据而生成的。类似地区3与6中的数据是冗余的并位于切片平面的同一侧上，从而区3的CZA扫描数据是通过外插区3与6中的CSH扫描数据生成的。HE扫描超过上面讨论的HH扫描方法的优点在于HE扫描使用较少视图，并因而减少的患者Z轴平移来重构各X线断层图。因此，HE扫描X线断层图的实际切片宽度小于HH扫描X线断层图的宽度。然而，HE扫描需要一些外插(来为区1与3生成CZA扫描数据)而HH扫描完全依靠内插。由于内插比外插更精确，HH扫描可生成更精确的X线断层图。

上面引用的称作“带同时患者平移的计算的X线断层术扫描”的论文更详细地描述HE扫描。HE扫描方法的权重用下面的式(6)给出。

除了在γ＝0上，加权函数W_HE(β，γ)在沿线β＝π-2γ的γ中不连续，并且在离散抽样的加权投影数据中存在着不一致性，导致呈现为从第一视图始发的且随着距等角点的距离增大而越来越深的条纹。可通过跨越线β＝π-2γ平顺连接(feathering)W_HE(β，γ)来消除不连续性。

可将平顺连接过程理解为在位置X_o上平滑函数w(x)中的不连续性的通用过程，其中w(x)用下面的式(7)给出。

且其中w₁(x₀)≠w₂(x₀)，从而w(x)在x＝x₀上不连续。平顺连接算法通过在x＝x₀两侧延伸w₁(x)及w₂(x)距离d/2并按照下式(8)重新定义w(x)来平滑不连续性。

其中对于小于零的X函数f(x)等于零，而对于大于1的X等于1，并在区间0＜x＜1上是平滑和连续的。供在平顺连接算法中使用的示范性函数f(x)用下式(9)给出。

上面引用的名为“带同时患者平移的计算的X线断层术扫描”的论文报告等于10条通道(即10乘单个检测器的长度)的平顺连接距离d对于HE扫描方法的操作已足够。

除了HH及HE扫描，用于从小于4π的螺旋投影数据中生成X线断层图的其它技术是已知的，在这里将这种技术称作“螺旋半扫描技术”。例如，在“重构X射线螺旋计算的断层图的通用方法”(JiangHsieh，Med.Phys.23(2)，1996年2月)中公开了一些螺旋半扫描技术。

图6示出具有不对称检测器系统14的CT扫描器的几何形状。这一检测器系统包含从检测器角γ_m+α延伸到γ_m-α的对称部分14a及从检测器角γ_m-α延伸到γ_m的不对称部分14b，其中α为不对称部分的角范围。也可将检测器系统14想像成不包含从检测器角-γ_m延伸到-γ_m+α的部分14c。如果检测器系统14的确包含丢失的部分14c，则检测器系统是对称的。不对称检测器系统14生成的扇形束投影包含在从-γ_m+α到γ_m的检测器角上的所有检测器生成的数据点P_f＝(β，γ)的集合。

经常将这些不对称的检测器系统用在CT扫描器中，以便增加扫描器的“视野”(FOV)而不明显地增加检测器系统及相关的DAS的成本。扫描器的FOV是用检测器系统的角范围确定的。例如，采用图2中所示的对称检测器系统的扫描器的FOV等于2γ_m，而利用图6中所示的不对称检测器系统的扫描器的FOV等于2γ_m-α。这提示不对称检测器系统提供的FOV小于相当的对称检测器系统提供的FOV(2γ_m)。然而，通过考虑不对称检测器系统的对称部分的角范围等于或接近等于替换的对称检测器系统的角范围(即不对称检测器系统的γ_m-α部分等于或接近等于替换的对称检测器系统的γ_m)，适当地比较替换的对称与不对称检测器系统。因此采用不对称检测器系统实际上将扫描器的FOV增加了α。

不对称检测器系统的另一优点涉及各单个检测器对X线断层图所起的作用。众所周知，随着检测器角的增加，各检测器的重要性(用其对X线断层图的作用表示)降低。因此消除具有检测器角的绝对值大于预定的阈值的检测器角的一半检测器是合理的。作为示例，Peabody.Massachausetts的Analogie公司制造的Anatom扫描器采用包含384个单独的检测器的检测器系统。在这一检测器系统中，各单独的检测器对向0.125°的检测器角，γ_m等于28.843°，而α等于9.687°。虽然这些不对称检测器系统是流行的，它们的使用使生成螺旋扫描的过程复杂化。

上面描述半扫描冗余性的式(1)对检测器阵列的不对称部分并不成立，这阻碍在不对称检测器阵列中使用诸如HH及HE扫描等螺旋半扫描技术。因此对于包含不对称检测器阵列的先有技术CT扫描器可采用螺旋全扫描技术(诸如HI扫描)来执行，并可以忽略来自整个阵列的采集的数据，或作为替代忽略来自不对称部分的数据，并可采用诸如HH或HE扫描等螺旋半扫描技术执行螺旋扫描。然而，能采用诸如HH或HE扫描等螺旋半扫描技术来执行螺旋扫描及利用不对称检测器阵列采集的所有数据将是有利的。

先有技术螺旋扫描技术的另一问题涉及在许多CT扫描器中使用的“四分之一检测器偏移”。例如，在1994年2月3日提交的(代理人卷号ANA-044)名称为“改进扫描图象的质量的X线断层术系统及方法”的美国专利申请号08/191,428中扫描了采用四分之一检测器偏移的CT扫描器。通常，采用四分之一检测器偏移的CT扫描器中，通过X射线源12的焦点及Z轴的中心线40(如图2中所示)并不与检测器系统14中的检测器之一的中心相交。而是在稍为偏离中央检测器的中心的位置上与这里称作“中央检测器”的检测器之一相交。这保证中央检测器在投影角β上测定的射线不与该检测器在投影角β+π上测定的射线重合。而是两条射线互相偏移。众所周知，采用这种四分之一检测器偏移增加了盘转动360°期间扫描所采集的数据量(通过增加唯一抽样点的数目)。然而，不论所使用的检测器系统是对称的还是不对称的，采用四分之一检测器偏移使CSH扫描过程复杂化。

众所周知，在CT扫描期间采集的扇形束投影数据通常加以“重新存贮”或“重新排序”以形成重新排序的投影数据，使得用来生成单个重新排序的投影的所有射线都是互相平行的。在采用四分之一检测器偏移的系统中，通常将重新排序的投影“交错”以生成平行束投影数据。图7A示出在零度扇形束投影角上所取的扇形束投影100中的一些单个射线，而图7B示出在零度平行束投影角上所取的平行束投影102中的一些单个射线。如图中所示，扇形束投影100中没有射线是互相平行的，而平行束投影102中的所有射线都是互相平行的。由于从X射线源12的焦点发出的所有射线形成扇形束，CT扫描器不能同时生成平行束投影的所有射线。然而如众所周知的，可将扇形束投影数据重新排序及交错以生成平行束投影。已知的全扫描与半扫描平行束重构算法可分别为范围(0，2π)与(0，π)中的β从CZA平行束投影P_p(β，γ)生成X线断层图。

图8A与8B示出生成重新排序的投影的方法。图8A与8B示出X射线源12及检测器系统14在生成两个接连的扇形束投影期间的位置。图8A与8B示出包含7个单个检测器22:1、22:2、22:3、22:4、22:5、22:6与22:7的检测器系统14。大多数检测器系统包含数百个检测器，如上所述，用在Anatom扫描器中的检测器系统包含384个检测器。然而，为了方便图示，下面讨论7检测器系统。在扫描期间，如图8A与8B中所示，X射线源12与检测器系统14绕Z轴逆时针方向转动，Z轴垂直于画面延伸。在图8A中所示的第一投影中，射线114入射在检测器22:4上(即检测器系统14的第四通道中的检测器)。在下一个投影中，如图8B中所示，射线116入射在检测器22:3上(即检测器系统14的第三通道中的检测器)。当单个检测器之间的间隔与生成接连的扇形束投影之间的盘转动量匹配时，射线114平行于并略为偏离射线116。当这一基本关系对所有检测器及所有扇形束投影成立时，在接连的扇形束投影期间入射在邻接的检测器上的任何两个射线是平行的并互相偏移。如上所述，在Anatom扫描器中，单个检测器间隔0.125°的投影角。这允许将扫描采集的扇形束数据重新排序成重新排序的投影。

当对称的检测器系统14包含四分之一检测器偏移时，则可以交错重新排序的平行束投影以生成交错的平行束投影。通过组合在相隔180°的重新排序投影角上所取的两个重新排序的投影的数据来形成单个较密的投影，便生成了各交错的平行束投影，图9A与9B分别为0°与180°投影角示出X射线源12、患者20的剖面及对称检测器系统14之间的空间关系。在图9A与9B中，再一次为了方便图示而示出对称检测器系统14为包含7个单个检测器。所示的检测器系统14具有四分之一检测器偏移，从而从X射线源12的焦点延伸通过Z轴的中心线40并不与中央检测器22:4的中心相交。而是中心线40在从中心偏移四分之一检测器宽度的一点上与中央检测器22:4相交。

图10示出在投影角0°及180°上的对称检测器系统14与入射在3个检测器上的射线120、122、124之间的空间关系。由于在对称检测器系统14与中心线40之间的四分之一检测器偏移，在0°投影角上检测器系统14偏离180°上的检测器系统14。结果，对于180°投影角入射在第六通道检测器22:6上的射线120，对于0°投影角精确地落在分别入射在检测器22:2与22:3上的射线122与124之间。从而检测器系统在180°上提供的交错的数据集相对于检测器系统在0°上提供的数据集位移了半个检测器宽度。在这一实例中，可将检测器22:6想象成“中央”检测器而将检测器22:2与22:3想象成“反邻接”检测器。在各投影角上，各检测器测定沿特定射线路径的质量密度的积分，通常，反邻接检测器使用的射线路径比任何其它检测器所使用的射线路径更靠近中央检测器所使用的射线路径(例如，在0°投影角上检测器22:2、22:3所使用的射线路径比检测器22:5、22:7在180°投影角上所使用的射线路径更靠近检测器在180°投影角上所使用的射线路径)。相隔180°的任何两个重新排序的投影可利用中央与反邻接检测器之间的这一关系交错以形成单一的更密的平行束投影。

可将对称检测器系统生成的单个交错的平行束投影表示为数据点D:1、D:2、D:3…、D:N的集合。在这一表示中，所有奇数数据点(如D:1与D:3)是由在重新排序的投影角β上所取的重新排序投影提供的，而所有偶数数据点(如D:2与D:4)则是由在重新排序的投影角β+π所取的重新排序的投影提供的。

也可将不对称检测器系统14(诸如图6中所示的)在重新排序的投影角β与β+π上生成的两个重新排序的投影交错以生成单个交错的平行束投影。然而，用于交错不对称检测器所采集的数据的过程不同于用于对称检测器系统所采集的数据的过程。这是因为用于交错不对称部分14b所需的数据只能是由图6中所示的缺失部分14c所采集的。因此在采用不对称检测器系统14时，得出的交错平行束投影包含中心区及两个外部区。在中心区中，数据点是等同于对称检测器系统所生成的投影构成的，且每隔一个点是由不同的重新排序投影提供的。在外部区之一中，所有的数据点是由重新排序的投影角β上生成的重新排序投影提供的，而在另一外部区中，所有数据点是由在重新排序的投影角β+π上生成的重新排序投影提供的。由于外部区中的数据点不是交错的，外部区中的相邻数据点之间的角间隔两倍于中心区中的相邻数据点之间的角间隔。

不对称检测器系统所生成的单个交错的平行束投影可对所有从1到N_m的整数i表示为数据点D：i的集合，其中N_m等于2N_s加2N_a，其中N_s等于在检测器系统的对称部分14a中的检测器数目，其中N_a等于在检测器系统的不对称部分14b中的检测器数目。在这一表示中，对于大于等于零及小于等于N_a-1的所有整数j，对于i＝2j+1及对于i＝N_m-2j，所有数据点D:i都是未定义的。这些未定义的数据点在外部区之一中为奇数数据点而在另一外部区中为偶数数据点。这些未定义的数据点只能是由检测器系统的缺失部分14c采集的。在这一表示中，所有(定义的)奇数数据点是由在重新排序的投影角β上生成的重新排序的投影提供的，而所有(定义的)偶数数据点是由在重新排序的投影角β+π上生成的重新排序的投影提供的。

此后，将在平行束投影角β上所取的平行束投影称作包含“奇数数据点”集合及“偶数数据点”集合，而名词“奇数数据点”是指在重新排序的投影角β上测定的数据点，及名词“偶数数据点”是指在重新排序的投影角β+π上测定的数据点。此外，名词“奇数数据点”也指扇形束投影中可重新排序及交错以形成平行束投影的奇数数据点的数据点，而名词“偶数数据点”也指扇形束投影中可重新排序及交错以形成平行束投影的偶数数据点的数据点。

在交错的平行束投影的中心区中，用于生成第i个数据点D:i的射线路径比任何其它路径更靠近用于生成邻接的数据点D:i-1及D:i+1的射线路径。然而，相邻的数据点(如D:i与D:i-1)的测定时间之间的差远大于交错数据点(如D:i与D:i-2)的测定时间之间的差。例如，如果T:i表示测定数据点D:i的时间，则T:i减T:i-1远大于T:i减T:i-2。这是成立的因为单个平行束投影的所有偶数点是由单个重新排序的投影提供的(及重新排序的投影的所有数据点是由一组相邻的扇形束投影生成的)，然而，平行束投影的中心区中的相邻数据点是由互相间隔大约180°生成的两个不同的重新排序投影提供的。因此这些相邻数据点的测定时间间隔盘转动大约180°所需的时间。

在没有患者平移运动时(即在患者不运动期间的CZA扫描中)，平行束投影的中心区的邻接数据点所测定的患者的部分是物理上互相接近的。然而，在从CSH扫描数据生成的平行束投影的中心区中，邻接的数据点所规定的患者的部分轴向相隔相对大的距离，因为在盘转动大约180°所需的时间中患者在Z轴方向上平移了相当大的距离。这导致在CSH扫描期间生成的每一个单一平行束投影中的偶数数据点与奇数数据点之间的差异。此外，在作用在偶数与奇数数据点上的螺旋权重中存在着甚至更大的差异。这些差异在投影数据中呈现为高频噪声并使从偏移检测器系统采集的CSH差异生成X线断层图的过程复杂化。

具体地，这一高频噪声使执行“等角点内插”的过程复杂化也使抑制从CSH扫描生成的X线断层图的条纹赝象的过程复杂化。如众所周知的，等角点内插指用来平均化平行束投影中数据点之间的线性间隔而言，当将执行等角点内插与/或条纹抑制的先有技术作用在SCH扫描数据上时工作得并不好，并趋向于生成以相对大量的图象赝象为特征的X线断层图。减少这些赝象的一种先有技术方法为选择用于滤波背投影的卷积核，它包含低通滤波器用于抑制四分之一检测器偏移导致的高频信息。虽然这一卷积核有效地抑制某些赝象，但它也具有降低得出的X线断层图的分辨率的有害结果。

发明目的

本发明的目的为基本上减少或克服先有技术的上述问题。

本发明的另一目的为提供能从用螺旋半扫描技术的不对称检测器系统采集的所有数据生成X线断层图的螺旋扫描的改进的方法及装置。

本发明的另一目的为提供能从不对称检测器阵列采集的所有数据生成具有降低的切片平面宽度的X线断层图的螺旋扫描的改进的方法及装置。

本发明的又另一目的为提供与利用检测器偏移的不对称检测器阵列一起使用的螺旋扫描的改进的方法及装置。

本发明的又另一目的为提供为在螺旋扫描中采集的数据执行等角点内插的改进的方法及装置。

本发明的又另一目的为提供为在螺旋扫描中采集的数据执行条纹赝象抑制的改进的方法及装置。

发明概述

这些及其它目的是用改进的螺旋加权系统提供的，该系统对不对称检测器系统的对称部分所采集的数据应用螺旋半扫描技术，而对不对称检测器系统的不对称部分所采集的数据应用螺旋全扫描技术。这些目的进一步用保持平行束投影数据中的偶数与奇数数据点之间的区别的等角内插器、条纹赝象抑制滤波器及等角点内插器提供。

从下面的详细描述中，本发明的其它目的与优点对于熟悉本技术的人员将是显而易见的，其中只是用展示本发明的最佳方式的方法示出及描述若干实施例。如将理解的，本发明能具有其它的及不同实施例，并且能在各方面修改其若干细节而完全不脱离本发明。从而，应认为附图及描述在本质上是示例性的而不是限制性或限制意义上的，本申请的范围在权利要求书中指明。

附图的简要说明

为了更全面地理解本发明的性质及目的，应参照下面结合附图所作的详细描述，其中相同的参照数字用来指示相同或相似的部件，附图中：

图1示出先有技术CT扫描器的轴向图；

图2为图1中所示的CT扫描器的简化的示意性轴向图，其中示出投影角β上生成投影的盘、X射线源及检测器系统的朝向；

图3A示出在CZA扫描期间采集的数据的切片平面的等轴图；

图3B示出在范围(0，10π)中的扇形束投影的CSH扫描期间生成的每一个扇形束投影的Z轴位置的轨迹集合的等轴图；

图4为HH扫描用来在对应于扇形束投影角π+2γ_m的切片平面上生成X线断层图的Radon空间的图形；

图5为HE扫描用来在对应于扇形束投影角π的切片平面上生成X线断层图的Radon空间的图形；

图6为具有不对称检测器系统的CT扫描器的简化的示意性轴向图；

图7A为展示形成单个扇形束投影的一些射线的先有技术CT扫描器的简化的示意性轴向图；

图7B为展示单个平行束投影的一些射线的先有技术CT扫描器的简化的示意性轴向图；

图8A与8B示出重新存储扇形束投影数据成重新排序的投影数据的一种方法；

图9A与9B示出分别在投影角0°与180°上的先有技术检测器系统的简化的示意性轴向图；

图10示出在投影角0°与180°上的图9A与9B的检测器系统之间的空间关系；

图11为按照本发明的“螺旋不对称”(HA)扫描用来在对应于投影角2π的切片平面上生成X线断层图的Radon空间的图形；

图12为按照本发明的HA用来在对应于投影角2π-φ的切片平面上生成X线断层图的Radon空间的图形；

图13A示出检测器系统的不对称部分所采集的投影的一部分的简化的示意图；

图13B示出检测器系统的不对称部分所采集的投影的部分以及如果在这些缺失部分时检测器系统的缺失部分有可能采集的投影部分的简化的示意图；

图14示出按照本发明构造的供与不对称检测器系统一起使用的一个较佳CT扫描器的一部分的方框图；

图15示出平行束投影中的不均匀线性间隔及在等角点内插器生成的投影中的均匀间隔；

图16示出按照本发明构造的供与具有四分之一检测器偏移的不对称检测器系统一起使用的另一较佳CT扫描器的一部分的方框图；以及

图17示出按照本发明构造的供在CSH扫描中使用的条纹赝象抑制滤波器的方框图。

附图的详细说明

本发明提供用于从CSH扫描期间采集的数据生成X线断层图的改进的方法及装置。本发明所提供的一种改进的方法称作“螺旋不对称”或HA扫描。HA扫描假定利用不对称的检测器阵列(诸如图6中所示的那种)采集投影数据。在HA扫描中，为范围(0，4π)中的β及范围(-γ_m+α，γ_m)中的γ获取CSH数据P_f(β，γ)。HA扫描利用螺旋全扫描技术(诸如HI或某些其它螺旋全扫描技术)处理检测器阵列的不对称部分采集的CSH扫描数据，及利用螺旋半扫描技术(诸如HH扫描、HE扫描或某些其它螺旋半扫描技术)处理检测器阵列的对称部分采集的CSH扫描数据。更具体的，HA扫描利用螺旋全扫描技术来为范围(γ_m-α，γ_m)中的γ(即不对称部分)及范围(0，4π)中的β处理扇形束投影数据点P_f(β，γ)，以便逼近范围(0，2π)中的β及范围(γ_m-α，γ_m)中的γ的CZA扫描数据。HA扫描也利用螺旋半扫描技术来为范围(-γ_m+α，γ_m-α)中的γ(即对称部分)及范围(2π-ψ/2，2π+ψ/2)中的β(其中ψ为半扫描螺旋技术所需的扇形束投影的范围，例如对于HH扫描ψ等于2π+4γ_m及对于HE扫描等于2π)处理扇形束投影数据点P_f(β，γ)，以便对应范围(2π-ψ/2，2π)中的β及范围(γ_m+α，γ_m-α)中的γ逼近CZA扫描数据。然后，HA扫描利用这两个逼近的CZA扫描数据集合(即从检测器系统的不对称部分采集的数据生成的一个集合及从检测器系统的对称部分采集的数据生成的另一集合)在对应于CSH投影角2π的切片平面上生成单个X线断层图。

正如熟悉本技术的人员所理解的，可利用螺旋半扫描技术从检测器系统的对称部分采集的数据生成X线断层图，类似地，也能利用螺旋全扫描技术从检测器系统的不对称部分采集的数据生成另一X线断层图。这些X线断层图的信噪比实际上是有限的，因为各X线断层图只是用检测器系统的有限部分所采集的数据生成的。HA扫描有利地利用这两部分数据(即检测器系统的对称与不对称部分所生成的两部分)来生成具有改进的信噪比的单个X线断层图。由于螺旋半扫描技术是作用在检测器系统的对称部分所采集的数据上的，从这一数据生成的X线断层图部分具有由螺旋半扫描技术确定的相关切片平面宽度。类似地，由于螺旋全扫描技术是作用在检测器系统的不对称部分所采集的数据上的，从这一数据生成的X线断层图部分具有由螺旋全扫描技术确定的相关切片平面宽度。因此，HA扫描(1)有利地使至少一部分X线断层图的切片平面宽度最小，(2)有利地允许利用不对称的检测系统所采集的全部数据来重构X线断层图，以及(3)改进重构的X线断层图的信噪比。

图11示出HA扫描所用的数据的Radon空间。当用图6中所示的类型的不对称检测器系统采集图11中所示的数据时，区2、4与5表示检测器系统的对称部分14a所采集的数据。区3表示检测器系统的不对称部分14b所采集的数据。最后，区1表示可能由检测器系统的缺失部分14c所采集的数据，如果存在这一部分的话。HA扫描中，将螺旋半扫描技术(诸如HH扫描或HE扫描)应用在检测器系统的对称部分所采集的数据上(即区2、4及5)，并将螺旋全扫描技术(如HI扫描)应用在检测器系统的不对称部分所采集的数据上(即区3)。由于螺旋半扫描技术只需要β在范围(2π-ψ/2，2π+ψ/2)内的CSH扇形束投影数据，区2中的数据足以生成X线断层图，而可以丢弃区4与5中的数据。丢弃区4与5中的数据实际上减小检测器阵列的对称部分所生成的X线断层图部分的切片平面宽度。

实现HA扫描的一种方法为在执行滤波的背投影之前将Radon空间(如图11中所示)中的数据乘以一组权重。区1的权重为零，因为区1表示不是不对称检测器系统实际采集的数据。区4与5的权重也是零，由于最好将这些区中的数据丢弃以便减少至少一部分X线断层图的切片平面宽度。区2的权重由螺旋半扫描技术确定而区3的权重由螺旋全扫描技术确定。当将扫描技术HI用作螺旋全扫描技术时，区3的权重是用上列式(4)给出的，而当将HH或HE扫描技术用作螺旋半扫描技术时，区2的权重是分别部分地由上列式(5)或(6)确定的。式(5)与(6)对区间(0，ψ)中的β分别为HH与HE扫描技术描述权重W_HH(β，γ)与W_HE(β，γ)。然而，在区2中，β延伸在区间(2π-ψ/2，2π+ψ/2)上。因此通过偏移β，这些权重可适用于区3，从而，供区2数据使用的HH与HE权重是分别由W_HH(β-ψ/2，γ)与W_HE(β-ψ/2，γ)给出的。

HA扫描的一个潜在问题是应用在图11中所示的Radon空间上的权重是沿垂直线γ＝-γ_m+α及γ＝γ_m-α不连续的。权重中的这些不连续性能导致源自X线断层图中的偏离中心的物体的条纹。通过沿这两条不连续线将半扫描权重(即作用在区2数据上的权重)与全扫描权重(即作用在区3数据上的权重)及与零权重(即关于区1的权重)平顺连接，便能消除条纹。平顺连接最好是在-γ_m+α＜γ＜-γ_m+α+ζ及γ_m-α-ζ＜γ＜γ_m-α的区进行的，其中ζ表示平顺连接区的角范围。平顺连接区的边界示出为图11中位于γ＝-γ_m+α处、γ＝-γ_m+α+ζ处、γ＝γ_m-α-ζ处及γ＝γ_m+α处的垂直线。平顺连接可以如上面结合上列式(8)讨论的执行。在一个较佳实施例中，选择ζ使得平顺连接区延伸在大约20个检测器的区上。

如上所述，盘(及X射线源与检测器系统)可在单一CSH扫描期间绕患者旋转20个完整的圈(即40π)的数量级上转动。在这一扫描期间采集的数据可用来生成对应的多个切片平面上的多个X线断层图。到此为止所描述的，HA扫描需要范围(x，x+4π)内的β的扇形束投影数据在对应于投影角x+2π的切片平面上生成X线断层图，其中x为任意起始角。参见图3B(它示出对应于在区间(0，10π)中的投影角的螺旋扫描中各投影角的Z轴位置)，如到此为止所描述的，HA扫描可用来生成对应于范围(2π，8π)中的投影角的任何切片平面(即Z轴位置)上的X线断层图。然而，如到此为止所描述的，HA扫描不能用来生成对应于范围(0，2π)  (即在扫描开始处)及范围(8π，10π)(即在扫描结束处)中的投影角的切片平面上的任何X线断层图。

仍参见图3B，能将HA扫描修改成生成对应于范围(π，2π)(即在扫描开始处)及范围(8π，9π)(即在扫描结束处)中的投影角的切片平面上的X线断层图。图12示出可用来生成对应于范围(π，2π)中的投影角的切片平面上的X线断层图的Radon空间的修改版本。与图11相比，图12中已将区2向下移位了量φ，从而缩小了区5的范围并扩展了区4的范围。然而由于区2仍延伸在φ投影角的范围上，可利用螺旋半扫描技术从区2中的数据重构对应于2π-φ的投影角的切片平面上的X线断层图。类似地，可将区3中的4π投影数据提供给该X线断层图。也应将作用在区2与3上的权重位移等于φ的量。因此，如果将HH或HE扫描技术用于螺旋半扫描技术，区2的权重分别由W_HH(β-π-2γ_m+φ，γ)或W_HE(β-π+φ，γ)给出。类似地，如果将HI扫描技术用于螺旋全扫描技术，区3的权重由下面的式(10)给出。

选择φ等于π使得可重构对应于投影角π的切片平面上的X线断层图。因此在扫描开始时可利用这一过程来生成对应于区间(π，2π)中的投影角的切片平面上的X线断层图。熟悉本技术的人员会理解可用类似的过程(包含升高Radon空间的区2而不是降低它)来生成扫描结束处的X线断层图。

到此为止，已结合从扇形束投影数据生成X线断层图的滤波的背投影算法讨论了本发明。虽然已结合扇形束CT系统讨论了HA扫描，熟悉本技术的人员会理解HA扫描也可与平行束CT系统一起使用。HA扫描的操作可通过平行束重构算法直观地理解。可将图11的区2中的数据重新存储与交错来为范围(0，π)中的β生成CZA平行束投影P_p(β，γ)，及可将图11的区3中的数据重新存储与交错来为范围(0，2π)中的β生成CZA平行束投影P_p(β，γ)。起初可出现从两组权重之一中丢失了一个2的因子。然而，并不为区1采集扇形束数据且利用区3中的双重数据集来补偿区1中丢失的数据。图13A与13B中示出这一关系。

图13A示出检测器系统14的不对称部分14b所测定的平行束投影部分的射线路径R1。除了射线路径R1，图13B示出如果存在缺失部分时检测系统的缺失部分14c可能测定的平行束投影部分的射线路径R2。如熟悉本技术的人员所理解的，在没有患者平移运动时，不对称部分14b为范围(0，2π)中的平行束投影角采集的数据等价于检测器部分14b、14c为范围(0，π)中的平行束投影角所采集的数据。从而为不对称部分14b采集的额外π投影数据补偿缺失部分14c未采集的数据。

当结合平行束滤波的背投影算法利用HA扫描时，可以在重新存储与/或交错之前或之后将权重作用在Radon空间上(如图11中所示)。当在重新存储之前作用权重时，最好在接近β等于2π+ψ/2的水平线的区2与4之间及在接近β等于2π-ψ/2的水平线的区2与5平顺连接权重。这一平顺连接类似于CZA扫描中使用的著名的过扫描过程。过扫描补偿在CZA扫描期间发生的患者平移运动，并使起始投影角上的投影数据与结束角(诸如，结束角等于起始角加2π)上的投影数据不同。例如在D.L.Parker、V.Smi th与J.H.Stanley的“计算X线断层术过扫描中的剂量减少”医学物理，卷8，706-711(1981)中详细描述过扫描。

图14示出按照本发明构造的用于从CSH扫描数据生成X线断层图的一种较佳CT扫描器200的一部分的方框图。扫描器200包括不对称检测器系统14、螺旋加权系统210、平行束转换器212、先有技术等角内插器214、先有技术等角点内插器216及背投影器220。不对称检测器系统14采集扇形束投影数据并将其作用在螺旋加权系统210上。后者将HA扫描的平顺连接权重作用在扇形束投影数据上，如上面结合图11与12已讨论过的。然后将加权的投影数据作用在平行束转换器212上，后者重新排序及交错扇形束投影数据以生成平行束投影数据。等角内插器214接收平行束投影并通过在平行束投影的外部区中填充未定义的数据点而从中生成等角投影。等角点内插器216接收等角投影并从中生成等角点投影。背投影器220接收等角点投影并利用平行束重构算法从这一数据中生成X线断层图。在扫描器200的替代实施例中，消除了平行束转换器212、等角内插器214及等角点内插器216，而背投影器214利用扇形束重构算法生成X线断层图。

由于扫描器200包含不对称检测器系统，转换器212生成的每一个平行束投影包含中心区及两个外部区。此外，如上所述，在外部区中的每隔一个数据点是未定义的。等角内插器214通过用内插点取代平行束投影中的每一个未定义的数据点而从平行束投影中生成等角投影。如先有技术中已知的，内插器214可按照相邻数据点的加权平均值生成这些内插数据点。例如，内插器214可按照定义的相邻数据点D:i-1与Di+1的加权平均值生成未定义的数据点D:i的值。通过用内插数据点取代未定义的数据点，内插器214保证等角投影中的所有邻接数据点之间的角间隔都相等。

等角点内插器216从等角投影中生成等角点投影，从而等角点投影中所有数据点之间的线性距离都相等。图15示出包含对从1至17的所有i的数据点D:i的等角投影250。由于投影250是等角投影，所有数据点D:i是定义的。大多数等角投影包含数百个数据点，但是为了方便图示，下面讨论17个数据点的投影250。图15示出投影250中各数据点D:i之间的线性间隔(即用来生成这些数据点的射线之间的线性间隔)。如图所示，靠近投影250的中心的数据点之间的间隔远大于靠近投影两端的数据点之间的间隔。这一不均匀间隔是将扇形束投影转换成平行束投影的知名后果。等角点内插器216从等角投影250生成数据点C:i的等角点投影260。如图所示，投影260中的所有数据点都是互相等距离的。如在先有技术中已知的，等角点内插器216可按照下式(11)根据投影250中的数据点邻域的加权平均值生成各数据点C:i。

$C:i=\underset{j=-x/2}{\overset{x/2}{\mathrm{\Σ}}}b:j*D:j---\left(11\right)$

然后背投影器220从等角投影中生成X线断层图。螺旋加权系统210的操作允许扫描器200生成改进的X线断层图。当不对称检测器系统14不采用检测器偏移(如四分之一检测器偏移)时，扫描器200工作得很好。然而，本发明还提供从采用检测器偏移的不对称检测器系统采集的CSH扫描数据生成X线断层图的方法及装置。图16示出按照本发明构造的用于从包含四分之一检测器偏移的不对称检测器系统采集的CSH扫描数据生成X线断层图的较佳扫描器300的方框图。改进的扫描器300包括不对称偏移检测器系统14、螺旋加权系统210、平行束转换器212、改进的螺旋等角内插器314、改进的螺旋条纹抑制滤波器318、改进的螺旋等角点内插器316及背投影器220。

扫描器300中，不对称偏移检测器系统14采集扇形束投影数据并将这一数据作用在螺旋加权系统210上。后者将HA平顺连接的权重作用在扇形束数据上，然后将加权的扇形束投影数据作用在平行束转换器212上。转换器212重新排序与交错扇形束数据以生成平行束投影，各平行束投影以中心区及两个外部区为特征。改进的等角内插器316通过加倍外部区中的所有数据点的值并通过用具有值零的数据点来取代所有未定义的数据点来生成等角投影。将内插器314生成的等角投影作用在条纹抑制滤波器318上，后者抑制投影数据中的高振幅高空间频率分量以便抑制得出的X线断层图中的条纹。将条纹抑制滤波器318生成的滤波的投影作用在生成等角点投影的改进的等角点内插器316上。背投影器214接收等角点内插器316生成的等角点投影并从这一数据生成X线断层图。

在扫描器300中，将转换器212生成的平行束投影作用在改进的螺旋等角内插器314上。在先有技术中，等角内插通常是通过在各外部区中的每一对邻接的数据点之间插入一个新数据点来进行的。然而，不是执行先有技术的等角内插，改进的等角内插器314用具有值零的数据点取代未定义的数据点并加倍外部区中的所有数据点之值。先有技术的等角内插方法主要利用一个外部区中的偶数数据点来生成该区中的内插奇数数据集合，并且还用另一外部区中的奇数数据点来生成该区中的内插偶数数据点集合。此外，改进的等角内插器314所执行的操作比内插器214所执行的更简单(即较少计算密集性)。

条纹抑制滤波器318接收等角内插器314生成的等角投影，并从中生成进一步作用在等角点内插器316上的条纹校正后的投影。条纹抑制滤波器318抑制来自投影的高振幅高空间频率分量，以便减少得出的X线断层图中的条纹赝象。1996年1月17日提交的名为“供在计算的X线断层术系统中使用的条纹抑制滤波器”的美国专利申请序号NO08/587,468(代理人卷号ANA-081)中描述了对CZA扫描有用的条纹抑制滤波器318的型式，通过引用将其结合在此。

图17示出按照本发明构造的条纹抑制滤波器318的方框图。滤波器318接收等角内插器316生成的投影。各该投影包含N个数据点D:i至D:N。从这些数据点，条纹抑制滤波器318生成一组条纹校正的数据点SC:1至SC:N，并将这些数据点作用在等角点内插器316上。滤波器318包含空间滤波器410、一组N个阈值器件420:1至420:N及一组N个加法器430:1至430:N。空间滤波器410接收从1到N的所有i的所有数据点D:i。对于每一个数据点D:i，空间滤波器生成高频数据点HF:i及低频数据点LF:i。高与低频数据点HF:i与LF:i分别表示数据点D:i周围的数据点D:i-x/2至D:i+x/2的邻域的空间高频与空间低频含量，其中x定义邻域的大小。对于从1至N的所有i，将各高频数据点HF:i作用在对应的阈值器件420:i上。对于从1到N的所有i，阈值器件420:i生成经过裁剪的数据点并将这一数据点作用在加法器430:i的一个输入端上。对于从1到N的所有i，将低频数据点LF:i作用在加法器430:i的另一输入端上。对于从1到N的所有i，加法器430:i将出现在其两个输入端上的数据点相加以生成条纹校正后的数据点SC:i。

空间滤波器410通常通过在数据点D:i周期的数据点邻域中应用低通滤波器来生成低频数据点LF:i，并通常通过从数据点D:i中减去低频数据点LF:i来生成高频数据点HF:i。当以这一方式生成高与低频数据点时，可以通过将高与低频数据点HF:i与LF:i相加精确地恢复数据点D:i。

阈值器件420:i通过限值高频数据点，或通过压缩高频数据点来生成经过裁剪的数据点，以便减少条纹校正后的投影的高振幅高空间频率部分。当高频数据点HF:i具有相对于低的振幅时，阈值器件420:i生成其经过裁剪的数据点使之精确地等于高频数据点HF:i。在这一情况中，加法器430:i生成等于原来的数据点D:i的条纹校正后的数据点SC:i(因为加法器430:i将低频数据点LF:i与阈值器件420:i生成的经过裁剪的数据点相加，而这一经过裁剪的数据点等于高频数据点HF:i)。然而当高频数据点HF：i具有相对于大的振幅时，阈值器件420:i生成其振幅低于高频数据点HF:i的振幅的经过裁剪的数据点。在这一情况中，加法器430:i生成不等于点D:i的条纹校正后的数据点SC:i。而是抑制数据点D:i周围的数据点邻域中的高振幅高空间频率分量来生成条纹校正后的数据点SC:1。因此一般地说，条纹抑制滤波器抑制高振幅高频分量。

上面引用的美国专利申请序号NO08/587,468主要将空间滤波器410描述为按照下式(12)生成作为数据点D:i周围的数据点邻域的加权平均值的低频数据点LF:i的。

$\mathrm{LF}:i=\underset{j=-x/2}{\overset{x/2}{\mathrm{\Σ}}}a:j*D(i-j)---\left(12\right)$

当采用式(12)时，条纹抑制滤波器318对抑制CZA扫描数据中的条纹工作得很好。然而当滤波器318以这一方式操作时，它趋向于将有害的赝象引入到从CSH扫描数据生成的X线断层图中。如上所述，趋向于在螺旋扫描期间生成的任何单一平行束投影中的奇数数据点与偶数数据点之间存在差异，而这差异呈现为高频噪声。作为这一高频噪声的后果，当条纹抑制滤波器318如上面讨论地操作时，实际上甚高频数据点是在阈值以上并被阈值器件420:i压缩。然而，这一压缩是作为在螺旋扫描期间出现的患者运动的结果而不是作为患者的高反差(条纹赝象生成)特征的结果引入的。

在改进的螺旋条纹抑制滤波器318的较佳实施例中，空间滤波器410只用奇数数据点分别生成奇数低与高频数据点LF:2i+1及HF:2i+1，及只用偶数数据点分别生成偶数低与高频数据点LF:2i及HF:2i。例如，空间滤波器410可按照下式(13)生成低频数据点LF:i

$\mathrm{LF}:i=\underset{j=-x/2}{\overset{x/2}{\mathrm{\Σ}}}a:j*D:i-2j---\left(13\right)$

以这一方式，改进的螺旋条纹抑制滤波器318避免组合来自单个投影的偶数与奇数数据点的数据并借此防止任何螺旋扫描中固有的患者运动破坏滤波器318的操作。当条纹抑制滤波器318以这一方式操作时，它响应患者的生成条纹的结构(即高反差特征)而不是响应患者的运动，因此趋向于减少从SCH扫描数据生成的结果X线断层图中的赝象。

然后将滤波器318生成的条纹校正后的数据点作用在改进的螺旋等角点内插器316上(图16中所示)。等角点内插器316从条纹校正后的投影中生成等角点投影。如图15中所示，内插点316生成的各等角点投影260包含数据点C_i的集合。然而，改进的等角点内插器316并不象内插器216那样按照上述式(11)生成数据点C_i。而是，内插器316按照下式(14)生成数据点C_i。

$C:i=\underset{j=-x/2}{\overset{x/2}{\mathrm{\Σ}}}b:j*D:i-2j---\left(14\right)$

基本上，式(11)是不理想的，因为它作为奇数与偶数数据点的加权平均值生成各数据点C:i。如上所述，以这一方式来自奇数与偶数数据点的组合信息趋向于引入赝象到X线断层图中，因此，改进的等角点内插器316最好按照上面式(14)作为奇数数据点的邻域的加权平均值，或作为偶数数据点的邻域的加权平均值生成各数据点C:i。这一形式的等角点内插减少CSH扫描生成的结果X线断层图中的赝象。在一个较佳实施例中，将权重b:i选择为使数据点C:i是按照6点Lagrange内插法(也称作Everett内插法)生成的。例如，在M.Abramowitz与I.A.Stegun编辑的“数学函数手册”，Dover出版社，纽约(1970)中详细讨论6点Lagrange内插法。

虽然扫描器300(图16中所示)为本发明的较佳实施例，熟悉本技术的人员会理解扫描器300的许多变型也包含在本发明中。例如，CT扫描器中通常包含许多其它类型的滤波器与器件。作为示例，扫描器通常包含位于检测器系统与螺旋加权系统之间的DAS。也可包含许多其它类型的滤波器，诸如执行温度补偿或余辉补偿的滤波器。并且，虽然较佳扫描器包含将HA扫描权重作用在投影数据上的螺旋加权系统210，也可使用诸如先有技术加权系统等其它类型的加权系统，并且等角内插器314、条纹抑制滤波器318及等角点内插器316也可各自用来改进得出的X线断层图的质量。虽然初步讨论了带有四分之一检测器偏移的检测器系统，熟悉本技术人员会理解本发明可容易地适应于与以其它类型的偏移为特征的检测器系统一起使用。此外，虽然结合CSH扫描讨论了本发明，熟悉本技术的人员会理解本发明可容易地适应与非匀速螺旋扫描一起使用。

由于可在上述装置中作出一些改变而不脱离这里涉及的本发明的范围，旨在将包含在上述说明或示出在附图中的所有事物解释为示例性的而不是限制意义上的。

Claims (1)

1、一种用于建立物体的X线断层图象的X线断层成象系统，所述系统包括：

(a)用于随着X射线源围绕成象平面内的机械转动中心的Z轴旋转时限定多个扇形束投影的装置，其中各个扇形束投影相对于连接扇形束的顶点与机械转动中心的线分别对向最大角φ₁与φ₂，其中φ₁与φ₂是不同的；

(b)沿Z轴彼此相对平移该物体与成象平面的装置；

(c)随着所述X射线源围绕机械转动中心的Z轴旋转并且所述物体与成象平面互相相对平移，从被成象的物体的一系列扇形束投影中获取X线断层投影数据集的装置；

(d)多个检测器，其中φ表示一个检测器与所述连接所述扇形的顶点与机构转动中心的线所对之角，φ_max为φ₁与φ₂两个值中的较大者而φ_min为φ₁与φ₂两个值中较小者；

(e)加权装置，用于使一部分由|φ|＜φ_min的检测器所获得的数据乘以由螺旋半扫描技术所确定的权重、同时使除所述一部分数据之外的数据乘以零权重、并且使φ_min＜|φ|＜φ_max的检测器所获得的数据乘以由螺旋全扫描技术所确定的权重；和

(f)从所获取的数据重构X线断层图象的装置。

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