CN1705455A

CN1705455A - 锥形束计算机断层成像

Info

Publication number: CN1705455A
Application number: CN200380101759.9A
Authority: CN
Inventors: D·J·休斯彻尔; K·M·布朗; P·J·克林格
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 2002-10-21
Filing date: 2003-10-08
Publication date: 2005-12-07
Also published as: EP1562478B1; DE60318242D1; US6775346B2; JP2006503619A; ATE381285T1; AU2003264784A1; US20040076265A1; WO2004034907A1; EP1562478A1

Abstract

一种用于重构锥形束或楔形束计算机断层投影数据的图像重构方法，包括对投影数据进行重组(50)，以将具有相同角度方向(θ)的投影数据关联，至少根据探测器孔径(20)内其角度方向(θ)和其位置其中之一加权(60)投影数据；和将加权的投影数据(64)进行重构(66)，以形成容积图像表示(70)。在一个优选实施例中，加权(60)包括将与所选择的图像元件关联的重组投影数据(52)分布(56)到多个并行处理管线(60m)中所选择的一个或多个，其中一个图像元件(a)具有相同的角度方向(θ)，和(b)通过整数倍的180度角度划分；并且组合(62)所选择的一个或多个并行处理管线(60_m)的输出，以产生加权的投影数据(64)。

Description

锥形束计算机断层成像

发明领域

本发明涉及计算机断层成像和医疗成像领域。其特别涉及使用X射线源产生锥形束(锥形束CT)的计算机断层(CT)成像，并且其相对于成像对象穿过螺旋轨道，并且将参照其特定的参考对其进行描述。然而，本发明也可以应用于其它类型的CT成像，包括多片层成像、扇束CT等，以及结合其它成像技术。

计算机断层(CT)成像可以应用于许多领域，包括对象内部特征的非侵入性检查。例如，CT可以应用于安全包裹检查和临床及诊断成像。关于医疗应用，CT已经用于心脏成像、诸如肺脏的动态移动器官的功能成像、血液灌溉成像、以及用于其它类型的医疗成像。CT有利地提供三维临床成像，而不需要注入放射药剂。然而CT有时候受到有限的获取速度的限制。作为范例，在现代CT中，x射线源典型地以大约120rpm绕对象旋转，对应的180度的数据获取是0.25秒。由于完整的心搏周期大约是1秒或更少，该CT获取时间可以导致心脏成像中的运动模糊。

在CT成像中，x射线源将x射线传输进入检查区域，其中x射线部分地被成像的对象吸收。跨过检查区域与x射线源相对设置的探测器检测穿透检查区域的x射线。所探测的x射线强度的特征在于对穿透检查区域的x射线的吸收，并且典型地将输出数据设置成投影数据格式。使用适当的数学方法将该投影数据重构成对象或其部分特征的图像表示。

在早期CT成像中，x射线源被缩小地准直成射束或楔形片层。X射线源绕检查区域在环形轨道中旋转，并且将所得到的投影数据重构成为片层图像。在垂至于片层平面的方向上将对象重复地步进通过检查区域，以获取多个这种图像片层。综合考虑，成堆的片层就提供对象的三维特征。尽管该CT结构简化了成像重构的许多数学方面，但是其较慢。而且，x射线源的准直大大地减少了x射线功率，导致信噪比降低。

最近，CT成像系统的发展在于，通过在推进对象的时候同时旋转x射线源，将锥形束x射线源沿这样获得的螺旋路径移动。锥形束x射线源与二维阵列的x射线探测器耦合，其记录跨过锥形束区域的锥形束传输。螺旋锥形束CT连续地获取发散的二维投影数据，其大大地提高了扫描速度，并且该不太积极的准直使得更加有效地利用x射线源输出。

然而，过去由于图像伪迹和其它由于x射线路径的几何定义较差而产生的降低形态，使得重构的螺旋锥形束CT图像的质量降低。过去的重构方法也典型地包括图像降低逼进，然而其所包括的方法使得重构速度与螺旋锥形束几何的快速数据获取保持一致。

例如，虽然薄的楔形x射束(典型地跨过4个片层)可以当作平行的x射线路径，但是通过锥形x射束的三维延展就将较宽锥形束CT数据的逼进变得复杂。使用螺旋源路径，不存在包含截断所选择体元或检查区域中的图像平面的所有投影数据的单个平面，相反，锥形束射线以许多不同的角度和方向穿透每一体元，并且当x射线源位于不同的角度和径向位置时出现。对于准确的重构，需要三维重构的计算强度。这种重构处理器的缺点是太慢，因为需要大量的计算。而且，需要许多转以获取通过给定体元的完整射线组。因此，许多以前的锥形束重构处理器忽略了考虑许多三维效果，从而提供较快速的图像重构，但是代价却是图像质量降低，特别是对于较大的锥形角。

本发明考虑一种改进的CT成像设备和方法，其克服了前述及其它限制。

根据本发明的一方面，公开了一种用于重构锥形束或楔形束计算机断层投影数据的图像重构方法。至少根据探测器孔径内其角度方向和其位置中的一个对投影数据进行加权。将加权的投影数据进行重构形成容积图像表示。

根据本发明的另一方面，公开了一种用于重构锥形束或楔形束投影数据的计算机断层成像设备。设置有加权装置，用于至少根据探测器孔径内其角度方向和其位置中的一个对锥形或楔形投影数据进行加权。设置有重构装置，用于将加权的投影数据进行重构形成容积图像表示。

本发明的一个优点在于，其改善了轴向、螺旋、以及连续锥形束CT图像的时间和空间分辨率。这些改善的一个特别优点就是其减少了运动伪迹。

本发明的另一优点在于，对于诸如心脏成像的应用，在重构螺旋锥形束数据中选择性的应用探测器和角度加权函数。

本发明的另一优点在于，有效并灵活的组合来自一个或多个半周期部分(即组合同样模角为180度的数据)互补或冗余锥形束投影数据。数据组合可以有利地可以应用于轴向、螺旋以及锥形束成像。该组合可以灵活地允许单独地或加权组合地最大利用有效重构管线。

本发明的另一优点在于，使用非线性递归模型有效地将轴向或Z方向上的投影数据映射到背投矩阵上，这特别适合于锥形束几何。映射处理可选地包括平面、容积或其它图像子矩阵。

本发明的还有另一优点在于，通过选择适当的角度和孔径加权值可以容纳各种CT获取几何的数据，诸如全间距锥形束、半间距锥形束、心脏螺旋锥形束以及连续锥形束CT。本发明可以兼容较宽范围的锥形束重构几何，包括n-PI几何、楔形几何等。

本发明的仍有另一优点在于，本发明可以与开启或剂量调制的CT成像兼容。

本领域的普通技术人员根据对下面优选实施例的详细描述的阅读，将会清楚本发明的许多其它优点和益处。

本发明可以采取各种形式的组件和组件设置，以及各种步骤和步骤设置。附图仅仅用于描述优选实施例，而不应该理解为对本发明的限制。

图1的附图所示为适合于实施本发明实施例的计算机断层成像系统。

图2所示为从x射线源的后面观察图1的CT系统的二维探测器阵列所得到的视图，其中示意性表示了其相对于探测器阵列宽度的位置。

图3示意性地所示为与源、探测器、探测器孔径函数G(Z)以及旋转左边(U，V，Z)相关的CT几何。

图4所示为宽度超出物理孔径，以定义宽于探测器阵列的虚拟孔径的的孔径函数G(Z)。

图5所示的孔径函数G(Z+KU)所定义的虚拟孔径具有与改善的螺旋CT图像数据获取对应的倾斜边缘。

图6A所示为适合于实施本发明实施例的用于加权和组合投影数据的范例处理管线部分。

图6B所示为图6A的管线，其具有用于沿轴向或Z方向执行空间均匀投影插值的附加组件。

图7示意性地所示为适当的12位控制字，其用于控制一组4个管线的选择性组合，用于互补或冗余投影数据的选择性并行组合。

图8示意性地所示为用于沿Z方向进行空间均匀投影数据插值的几何和坐标。

图9所示为“(2k-1)πplus”角度范围的范例k-π重构，其中k是整数。

图10A所示为根据本发明，按照探测器孔径函数使用可变角度加权的适当实施例，在z＝9mm处的三维“肋骨肺脏”幻影成像的范例结果。

图10B所示为现有技术在z＝7.2mm处的360度重构，用于与图5A的图像进行比较(该现有技术360度的重构只可能用于7.2mm以上的z位置)。

参照图1，范例锥形束计算机断层(CT)扫描器10包括诸如躺椅的成像对象支撑12，其可以沿Z方向在检查区域14内线性移动。安装在旋转机架上的x射线管套件16穿透检查区域14投射x射线。准直器18对两个方向上的辐射进行准直。在该范例CT扫描器10中，二维x射线探测器阵列20跨过检查区域与x射线管相对地设置在旋转机架上。在替换实施例(未示出)中，该检测器阵列包括环绕旋转机架安装在静止机架上的二维探测器环阵列。

x射线管套件16协同准直器18产生锥形束或楔形束22(锥形束)，当其穿透检查区域14的时候锥形地发散。使用基本上与具有最小过扫描的2D探测器阵列20一致的横截面对该锥形束整型。该横截面是矩形、圆形等。尽管这里所描述的是锥形束几何，但是本发明并不限于此，其也可以应用于其它CT几何，诸如扇行束几何，当其通过检查区域14的时候其在平面中发散。

锥形束22基本上覆盖该探测器阵列20，其在适当的实施例中包括16行1-10mm的探测器元件。可以认识到，在锥形束几何中，到达探测器阵列20的各个元件的x射线路径通常既不是平行的，也不位于单个平面中。在平面扇束几何(未示出)中，x射线不平行，但是基本上位于单个平面，或者位于对应于多个探测器行的多个平面中。

不管x射线束22和探测器阵列20的具体几何，操作x射线探测器20通过已知方式将穿过检查区域14的x射线22转换成电信号，其表示x射线管16与探测器20之间的x射线吸收。将该x射线吸收信号连同旋转机架的角度位置、成像对象支撑12的径向位置以及探测器阵列20的探测器元件上的信息通信传输给CT获取缓冲存储器24。该数据典型地组织成为本领域已知类型的投影数据格式；然而本领域的熟练技术人员可以为特定的CT实施例选择适当的存储格式。

获取控制器26与该CT扫描器10通信，以控制成像对象28的扫描，诸如经过安全检查的一块行李或者经过临床计算机断层检查的患者。在适当的实施例中，相关的用户使用用户接口32选择适当的CT扫描参数或者扫描处方，其典型地是个人计算机、工作站等，并且其优选地包括图形显示能力和图形用户接口(GUI)。典型的螺旋CT扫描包括x射线源16环绕成像对象28的螺旋轨道，其通过协同机架在角度方向θ上的旋转以及成像对象28在Z方向上的线性移动而产生。螺旋间距的选择使得对于每一容积元件或体元，提供至少180度加上角度数据的扇束角度。在许多成像情况中，对于每一体元优选地获取360度或更多的角度数据，以提供冗余或互补数据。应该理解的是，在锥形束几何中，由于源从角度方向θ旋转到角度方向θ+n(180度)，其中n是整数，所获取的对所选择的体元进行采样的投影数据通常并不共面，因为螺旋轨道和在Z方向上的射束锥形发散。

该CT成像设备可选地包括用于特定临床应用的其它元件。例如，可以包括心电图仪器(ECG)36，以监视在心脏CT成像期间的心搏周期。该ECG36可选地与获取控制器26通信，以提供用于心脏开启CT成像的触发，或者提供用于对所选择心脏相位进行后处理的心脏相位信息。也可选地设置有造影剂管理装置，诸如大片注射注射器，以使用吸收x射线的造影剂38进行对比增强的CT成像。ECG36和造影剂38都是范例的辅助组件；该临床CT系统中可以包括更多，更少、或其它辅助设备。

继续参照图1，有利地将存储在获取缓冲器24中的投影数据关于角度方向θ进行重组50，以将具有相似角度方向的数据关联。在适当的实施例中，重组50并不包括存储Z方向上的角度偏差。将所重组的数据存储在重组投影数据存储器52中。

重构锥形束投影数据以形成图像表示，其典型地包括大量计算。为了满足这些计算要求，有利地将图像表示的区域划分54成用于继续处理的多个子矩阵。

通过将投影数据分布56到用于并行计算处理的多个并行管道60可以进一步提高计算效率。根据重构几何、螺旋间距以及其它因素，最好可以将通过一个或多个半转x射线源16角度分开的互补或冗余数据重组。这种数据被一个或多个半周期分开，或者换言之该数据都是角度同余180度。典型地，有利地通过被一个或多个半周期分开的互补或冗余投影数据的加权求和对这种数据进行组合。

为了支持互补或冗余投影数据的选择组合，将多个重构管线分组成每四个管线一组。在图1中，控制字58控制范例四管线组60的组合。典型地，重构设备包括多个这种四管线组60，分别具有相关的控制字58。根据该控制字58的值，每一管线60独立地处理投影数据，或者两个、三个、四个管线60协同地处理并组合来自相邻半周期的互补或冗余投影数据。控制字58的内容决定是否以及哪一选择的管线需要被组合。每一管线60应用适当的滤波、由W(θ)给定的角度加权、以及由G(Z)给定的探测器孔径加权G。

对于其中控制字58通过两个或多个管线60进行协同重构处理的重构，将分组管线的组合加权WG应用于该投影数据，产生加权的投影数据。在并行管线60中处理的相邻半周期的加权投影数据通过加权元件WG相加组合并正规化62，以产生加权的子矩阵投影数据P_out64。

独立工作的管线60典型地采用不加权：W＝1，G＝1，并且所组合的加权WG＝1。应该理解的是，当四个管线独立工作时，管线组60产生四个不同的并行投影数据输出P_out64。如果两个管线协同地工作，那么就产生三个不同的并行投影数据输出P_out64。如果三个管线协同地工作，那么就产生两个不同的并行投影数据输出P_out64。如果所有的四个管线都协同地工作，那么就产生单个不同的并行投影数据输出P_out64。控制字58确定管线60如何组合。

在优选实施例中，发现管线60的最优分组是每一组中四个管线，其在组合相邻半周期中提供重要的计算增益和灵活性，同时限制组合四个相邻半周期的数据，以在Z方向上限制所组合数据的角度变化。当然，每一组中设置的管线可以多于或少于四个管线。也可以理解的是，典型地存在多个组。例如，将64个管线适当地设置成分别具有4个管线的16个组，其中图1所示仅为一个四管线组的范例。

将每一子矩阵的加权投影数据进行背投66或者重构，以产生存储在子矩阵图像存储器68中的子矩阵图像表示。将如此获得的多个子矩阵图像表示组合，以形成存储在容积图像存储器70中的完整图像重构。

本领域的熟练技术人员会理解的是，所选择的子矩阵54并不需要都位于单个平面中。例如，该子矩阵可以连着螺旋数据获取一起“旋转”，使得每一子矩阵在探测器孔径内很好的居中。而且，这些子矩阵并不需要位于与Z方向垂直。可以选择子矩阵，以提供优化的片层方向，或者与非标准CT数据获取几何对齐。也考虑选择非平行子矩阵，例如最优地重构所选择的关心临床区域。这些子矩阵可以是矩形子矩阵、薄的立方子矩阵、六边形子矩阵等。

所选择的实际空间或容积子矩阵在投影平面中具有对应的子矩阵。这有利地改善了重构处理数据流，因为在所选择的容积子矩阵的重构期间，只需要将包含对容积子矩阵有贡献的这些投影的投影数据子集装载入存储器。

优选地通过图像补偿处理器72将所获得的图像补偿成为适当的临床图像，诸如最大强度投影(MIP)、所选择的二维图像片层的三维补偿的、或灰度级或彩色编码的图像。通过CT操作者将所得到的图像在用于检查的图形用户接口32上显示，可选地将其打印、存储在磁性或光学存储媒体上、通过相关的计算机网络将其传输等。

图1中所述的实施例仅仅只是范例。本领域的熟练技术人员可以做出适当的修改以适合各个情况。例如在一个适当的设备中，通过与一个或多个数据存储单元通信的特定用途集成电路(ASIC)内置子矩阵分配54、数据分布56、管线60、加法器/正规化器62以及背投器66内置。在另一适当的设备中，用户接口32包括工作站、个人计算机、或类似的通用计算装置，其具有内置数据存储器52、64、68、70的数据存储装置，和内置一个或多个处理元件50、54、56、60、62、66的软件。在还有另一适当的实施例中，一个或多个处理元件50、54、56、60、62、66内置为软件程序的一组计算机指令，其存储在磁盘、光盘、或其它存储元件上。

继续参照图1并进一步参照图2，所述为用于重构的适当坐标系统。图2所示为从源16的后面观察的探测器阵列20的视图。对于观察由体元V(x，y，z)组成的子矩阵的给定投影，具有与所选择体元相关的探测器位于的线源于x射线源16并通过所选择体元的坐标(x，y，z)。如图2中所示，通过(U，Z)坐标系统标引探测器元件。U对应于探测器象素，并且Z对应于探测器行。该(U，V，Z)坐标系统是与旋转x射线源16相关联的旋转坐标系统。V坐标与U和Z坐标都垂直，从而(U，V，Z)坐标系统形成旋转标准正交坐标系统。

每一体元V(x，y，z)与多个投影相关联，其具有角度方向的范围和对应的探测器坐标。因此，当重构算法连续地背投子矩阵的体元时，应用(U，Z)与(x，y，z)之间的关系。

继续参照图2，体元V(x，y，z)的探测器坐标U(x，y)以线性方式根据下式估计：

U＝U₀+U₁₀x (1)

其中

U₀＝U₀₀+U₀₁y (2)并且其中U₀₀、U₀₁和U₁₀是常数。对于均匀的机架旋转速率和垂直于Z方向的子矩阵方向，等式(1)和(2)之间的线性关系保持完好成立。对于更加复杂的几何和源轨道可以采用更加复杂的关系。

即使对于均匀的旋转和对象16的均匀线性移动，探测器行Z中的变量也是非线性的，由于旋转的螺旋性质。在优选的实施例中，使用如下抛物线逼近Z(x，y)：

Z＝z₀+z₁x+Z₂x² (3)

其中

Z₀＝Z₀₀+Z₀₁y+Z₀₂y² (4)

z₁＝z₁₀+z₁₁y+z₁₂y² (5)

Z₂＝Z₂₀+Z₂₁y+Z₂₂y² (6)

并且Z₀₀、Z₀₁、Z₁₀、Z₁₀、Z₁₁、Z₁₂、Z₂₀、Z₂₁和Z₂₂是常数。相比于线性Z探测器行标引计算，对于Z探测器行标引使用非线性关系可以对使用较大锥角和使用更大子矩阵得到的图像进行更加精确的重构。可以使用更加精细的Z逼进，其代价是计算时间更长。

所选子矩阵的适当图像重构通过下式描述：

V (x, y, z) = Σ_{n = 1}^{N} [Σ_{m = 1}^{M} \frac{W_{n} G_{m} P_{n, m}}{Σ_{m^{'} = 1}^{M} W_{n} G_{m^{'}}}] = Σ_{n = 1}^{N} P_{out} - - - (7)

其中标引m，m′从1至M参照对应于数据半周期的管线标识号，标引n从1至N参照重组投影观察角θ，P_n，m是在参照n的角度时的第m个重组投影，W_n是对应于角度θ的角度方向加权W，G_m是对与第m个半周期对应的探测器行进行加权的探测器孔径G，P_out是图1中所示加权的子矩阵投影数据P_out64，并且V(x，y，z)是用于在(x，y，z)处所计算的容积元件或体元的背投值。

选择由W(θ)和G(Z)给出的加权函数W、G，以修正与所重构投影数据的成像形态和成像几何相关的各种伪迹或其它图像降低机制。例如，在螺旋扇束楔形图像重构中，优选地将角度加权W(θ)设置为W(θ)＝1，使得只应用探测器孔径加权。对探测器孔径加权G(Z)进行选择，以减少Z方向上由于射束发散而产生的伪迹，使得更大的利用探测器阵列20。对于半间距螺旋扇束楔形重构，使用全部探测器特别有利于获得低噪声的成像。使用管线60对几个半周期的组合也改善了信噪比。

对于轴向重构，对角度加权W(θ)进行选择，以获得改善的时间分辨率。将360度的余弦角加权用于W(θ)有利于这种类型的重构。类似的对于心脏成像，可以将适当的角度加权W(θ)应用于开启数据组部分，以获得校高的时间分辨率。

对于连续容积CT成像，加权G(Z)和W(θ)优选地都设置为单元，并且如果需要在探测器孔径之外推测数据。本领域的熟练技术人员能够选择加权函数W(θ)和G(Z)，以提高其它成像几何和形态下的图像特征。

G(Z)加权函数的优点就是其提供定义“虚拟”孔径的机制，其与由探测器阵列的宽度所定义的“物理”孔径20并不一致。可选地使用孔径函数G(Z)，以定义可以提供改善平滑或包括所选CT成像模式的虚拟孔径。

继续参照图2并进一步参照图3，孔径加权函数G(Z)在接近孔径20的边缘时向零降低。在其中在控制字58的指引下使用两个或多个管线60对角度冗余数据进行组合的重构中，孔径加权函数G(Z)的逐渐降低有利地减少了靠近孔径边缘附近所需要的数据幅度，以提供冗余数据的平滑过渡。选择G(Z)边缘的50％的离散点以平衡由于清晰度截止而产生的伪迹，以及减少由于更加缓慢G(Z)的离散而产生的虚拟孔径大小。

参照图4，可选地选择加权函数G(Z)，使其大于物理孔径20的大小。孔径函数G(Z)50％的离散点优选地保持在相同的Z位置，并且孔径加权函数G(Z)被展开。所展开的加权函数G(Z)包括位于物理孔径外侧的部分80，其没有对应的测量投影数据。在虚拟孔径的外侧部分80中，外推出位于物理孔径20最近边缘的投影数据。

由于外推的区域80，所示图4的加权函数G(Z)所定义的虚拟孔径大于物理孔径20。图4的加权函数提供相比于物理孔径20要放大的视野。尽管所放大的视野的边缘可以包含由于外推区域80的伪迹，这种伪迹通常不如由清晰度孔径截止产生的截取伪迹严重。

参照图5，其描述了还有另一孔径函数G，其中用变量Z+kU代替变量Z，即该加权函数G(Z)由加权函数G(Z+kU)代替，其中k是常数，从而该孔径加权取决于Z和U坐标。如图5中可见，孔径函数G(Z+kU)的线性变量U产生具有倾斜边缘82的虚拟孔径。通过孔径函数G(Z+kU)定义的边缘倾斜的虚拟孔径特别适合于螺旋CT成像，其中选择倾斜边缘82的斜率以对应于x射线源16的螺旋轨迹的间距。当然，也可以使用其它U变量，以适当地匹配所管线投影数据的抛物线、切向、或其它形状的边缘。在适当的构造中，使用重组处理器50，通过重组U变量寻址而获得图5倾斜的虚拟孔径。

也可以选择虚拟孔径以匹配所选择的x射线束准直。例如，考虑采用将射束准直成矩形或其它截面形状的准直系统。优选地选择该虚拟孔径，以匹配物理孔径20上整型后x射线束的分布。

返回参照图1并进一步参照图6A，所述为一种用于以加权方式(也就是计算等式(7)的P_out项)选择性组合互补或冗余投影数据的方法100。图6A所示为从管线60中选择的范例管线60₁(管线标引m＝1)以及适当的体元分布处理56和图1的求和/正规化方框62。参照图6A，所所选择的子矩阵54(图1)以及角度方向选择常数U₀、U₁、V₀、V₁、Z₀、Z₁和Z₂。分布处理器56循环通过该子矩阵的孔径坐标。求和器102根据等式(1)和(2)递归地计算U坐标，而求和器104、106根据等式(3)至(6)递归地计算Z坐标。使用(U，Z)坐标，对适当的投影值进行插值并从重组投影存储器52检索108。在适当的实施例中，使用投影数据的二维线性插值。如果该数据例如通过滤波或通过预插值被预处理，步骤108中的线性插值就比较适当。

根据Z坐标的值，可选地通过线性偏移110和/或标定因子112进行调节，在步骤114中选择孔径加权G。线性偏移和标定110、112允许孔径遵循一组偏斜的边缘或π排列，而不需要另外对2D投影数据重组。图2-5中所示为范例探测器孔径加权函数。在适当的实施例中，从查找表114a中获得孔径加权值。

在步骤116中将所选择的孔径加权G114乘以角度加权W_n(θ)，以产生组合的加权因子WG。可选地从查找表中获得角度加权W_n(θ)。所组合的加权因子WG相乘地应用118到投影值，以产生加权的投影值WGP。然而如果根据控制字58调用这种组合，该加权的投影值还没有选择性的被正规化和与其它管线的输出组合。

通过求和步骤120计算正规化因子，其选择性地将每一管线60_m的加权因子W_nG_m求和，并在倒置步骤122中对该和进行倒置。由控制字58通过选择电路124控制该选择求和，其根据控制字58的内容选择性地选通m＝2、m＝3和m＝4三个附加管线的加权因子W_nG_m。

参照图7，对于四管线组，适当的控制字58是12位值，其包含每一管线m的三个控制位。对应于每一管线的三个控制位标识，如果任何一个可以，哪一其它管线应该与该管线组合。对于所示的m＝1管线601，该控制字有三个控制位(图7中最左边的三个控制位)，其对应于相邻管线m＝2、m＝3和m＝4。对应于相邻管线的二进制1(1)使得该管线与m＝1的管线组合。因此，如果对于管线60₁控制字58包含控制位“111”，那么所有的三个相邻管线60₂、60₃、60₄都与管线60₁的输出组合。然而，如果对于管线60₁控制字58包含控制位“000”，那么其它管线输出都不与管线60₁的输出组合。为了提供一个进一步的范例，如果对于管线60₁控制字58包含控制位“010”，那么只有m＝3的管线输出与管线60₁的输出组合。

如图7中所示，管线m＝2同样地具有对应于m＝1、m＝3和m＝4的相邻管线的三个控制位。管线m＝3具有对应于m＝1、m＝2和m＝4的相邻管线的三个控制位。管线m＝4具有对应于m＝1、m＝2和m＝3的相邻管线的三个控制位。

返回参照图6，为了使用控制字58的“234”表示的前三个控制位实现0、1、2或三个其它管线60_m与管线60₁的选择组合，范例选择电路124包括对应于三个附加管线m＝2、m＝3、m＝4的三个输入门电路。如果对于该管线，控制字58包括位值1(1)，每一输入门电路将对应的加权因子W_nG_m传送到求和方框120。

四管线60m中的对称保持为：m＝2管线的求和方框选择性地选通m＝1、m＝3和m＝4的管线加权因子W_nG_m；m＝3管线的求和方框选择性地选通m＝1、m＝2和m＝4的管线加权因子W_nG_m；并且m＝4管线的求和方框选择性地选通m＝1、m＝2和m＝3的管线加权因子W_nG_m。

在相乘步骤126中将正规化因子应用到加权投影值WGP。在求和方框128，通过功能类似于选择电路124的第二选择电路130，将通过控制字58所选择的管线的正规化输出组合。求和方框128的输出是P_out64，其对来自m＝1管线以及任何附加选择的组合管线的加权和正规化贡献进行求和。

控制字58和对应的选择电路124、130只是范例。本领域的熟练技术人员使用各种门电路、存储寄存器等的组合可以直接地构建其它选择控制元件。而且，直接采用的选择组合装置58、124、130容纳有多于或少于四个管线。

参照图6B并进一步参照图8，修改该方法100，以包括Z坐标方向上的空间均匀投影插值。图6B所示的方法100′基本上类似于图6A的方法100，除了包括Z坐标方向上的空间均匀投影插值。在图6B中，具有方法100中对应步骤的方法100′的组件通过对应的原始附图标记表示。

应该认识到，即使使用角度重组，该投影并不完全平行，而相反包括关于U-V平面的角度变量(参见图3)。该角度发散如果未被修正，其导致随着V坐标、即随着相对于x射线源的距离或相对于探测器的距离而变化的非均匀投影插值。优选地使用查找表H[]，以修正关于U-V平面的角度发散。在优选的实施例中，P(U，Z)投影值从投影存储器108中使用下式得到：

∑H[Z_v]＝∑H[(Z-Z_j)*(S/R)] (8)

其中H[]是查找表，其空间宽度典型地大约是Z方向上探测器宽度的1.3倍，Z_j是最靠近Z的投影数据行位置，S是源半径，

S/R＝1/(R₀+V/S)≈S/R′＝1/(1+V/S)≈(1-V/S) (9)

V是旋转平面的垂直方向上的体元地址，并且R₀[U]＝sqrt(1-(U/S)²)，然而并不在等式(9)的估计之中。

继续参照图6和8，在图6B的方法100′中通过求和器140、乘法器142、以及根据等式(9)计算S/R的第二求和器144、以及根据等式(8)访问的查找表H[]146实现在等式(8)和(9)中描述的沿Z方向的空间均匀投影插值。在H[]的宽度内的几个Z_j坐标上执行该插值，其典型地大约是探测器阵列20的物理孔径的Z方向上宽度的1.3倍。在求和方框148累加从查找表H[]146提取并应用的加权因子，并将所累加的加权在乘法方框150相乘地包括在正规化因子中。

对于扇形束CT，可选地应用距离加权而不是重组该数据，以修正该扇形束角度发散。通过S/R因子直接修改图6B的管线100′以包括扇形束距离加权，因为加权因子可以有效地作为求和器144的输出。

本领域的熟练技术人员可以认识到管线100、100′的许多优点。通过适当地选择控制字58的值，该四管线60_m可以独立地处理投影数据，或者可以任意方式将其选择性的组合。例如，管线60₁和60₂可以用来组合两个相邻半周期，而管线60₃和60₄可以用来独立地组合两个其它相邻半周期。通过改变控制字58的值，四管线60_m都可以组合，或者四管线60_m都可以独立地操作，或者可以实现其它所选择的管线组合或多个组合。而且通过扩展控制字58的大小，以及分别向选择电路124、130或者向选择电路124′、130′添加输入门电路，直接采用的管线100、100′的分组可以多于或少于四个通道。

所公开的三维重构提供可扩展的结构，通过选择加权因子W(θ)和G(Z)并且在控制字的指引下适当地选择相邻管线的组合，其可以应用于较宽范围的CT成像模式。在图像重构期间通过修改控制字58的内容可以动态地改变这种组合。

该方法也便于组合所获得的半周期，例如通过使用应用到过扫描区域的对称正规化角度加权，以适当地组合过扫描区域。子矩阵的使用提供进一步的优点，包括在随机访问存储器中需要存储更少的行，减少了计算负载，并且在Z方向上需要更小的范围，在其上面应用等式(3)-(6)的非线性估计。

这些特征也有利于在开启成像或调制的剂量成像期间对所获得的数据进行最优地加权和组合。选择适当的加权值W(θ)，以在数据获取的角度边界附近提供数据的羽化，以便于结合角度相邻的投影数据部分。

特别参照图1和图6A并进一步参照图9，所述为用于处理“(2k-1)πplus”角度范围(k是整数标引)的范例k-π重构的适当方法。在该范例中，对于任何重构体元该加角度范围小于±p视图。G(Z)设置在查找表中，并且包括除去端点附近的平区域(G(Z))，其对应于对于任何体元小于±p视图的加角度范围。为了提供定量的范例，所述全部视图的背投等于每转[580(2k-1)+2p]，1160个视图。

使用共用正规化120的两个半周期管线60对前2p和后2p个视图进行背投。例如可以由控制字58通过选择将管线60₁、60₂用于组合。对于这些背投，该角度加权因子W(θ)对两个管线都设置为单位。然而，因为对于所有体元背投相同数目的视图，某些视图会“落出探测器孔径”。孔径加权组件G(Z)对于落出孔径之外的这些视图变为零，其通过该孔径加权组件包括在加权118中。

在k＝1的情况下，诸如在楔形重构中，(2k-1)π对应于180度的角度范围并且如果p≥290就完成该重构，使得p视图覆盖至少90度的角度范围。在k≥1或P≤290的情况下，使用独立的管线以及加权值W(θ)＝1和G(Z)＝1重构其余的[580(2k-1)-2p]个视图。通过使用独立于其它管线工作的一个或两个剩余的管线60₃、60₄，可以与组合的管线60₁、60₂的重构同时处理这些独立的重构。

最后，由于现在已经有效地背投了(2k-1)个数据半周期，通过1/(2k-1)标定该图像或投影，以获得修正整体正规化的结果。由于对于所有(2k-1)个视图WG＝1，其自然从图6A的正规化方框120、122流出。

参照图10A和10B，所示为用于成像三维“肋骨肺脏”幻影的范例结果。在三维中导向幻影的“肋骨”，以提供严格测试的锥形束图像质量。图10A所示为在32×0.75mm探测器阵列上的模拟轴向扫描。9mm的Z位置是到探测器行边缘的最大12mm的75％。根据探测器孔径函数G(Z)使用可变角度加权使得能够在该较大Z位置处进行精确重构。在图10B中，所示为用于比较的、根据现有技术的360度重构，其只对于7.2mm以上的z位置才有可能。

Claims

1.一种用于重构锥形束或楔形束计算机断层投影数据的图像重构方法，该方法包括：

至少根据探测器孔径(20)内其角度方向(θ)和其位置其中之一，对投影数据进行加权(60)；和

将加权的投影数据(64)进行重构(66)，以形成容积图像表示(70)。

2.如权利要求1中所述的图像重构方法，进一步包括：

在加权(60)之前，对投影数据进行重组(50)，以将具有相同角度方向(θ)的投影数据关联。

3.如权利要求2中所述的图像重构方法，其中该加权步骤(60)包括：

将与所选择的图像元件关联的重组投影数据(52)分布(56)到多个并行处理管线(60_m)中所选择的一个或多个，其中一个图像元件(a)具有相同的角度方向(θ)，和(b)通过整数倍的180度角度划分；并且

组合(62)所选择的一个或多个并行处理管线(60_m)的输出，以产生加权的投影数据(64)。

4.如权利要求3中所述的图像重构方法，其中该组合步骤(62)包括：

求和(128，128′)所选择的一个或多个并行处理管线(60_m)的输出；和

应用(126，126′)从所选择的一个或多个并行处理管线(60_m)的加权计算的正规化因子。

5.如权利要求3和4其中之一所述的图像重构方法，其中该分布(56)包括将重组数据(52)分布到所选择的一个、两个、三个或四个管线(60_m)中。

6.如任一权利要求1-5中所述的图像重构方法，其中加权(60)和重构(66)协同，根据下式计算对应于所选择的图像元件的容积元件值V(x，y，z)，

V (x, y, z) = Σ_{n = 1}^{N} [Σ_{m = 1}^{M} \frac{W_{n} G_{m} P_{n, m}}{Σ_{m^{'} = 1}^{M} W_{n} G_{m^{'}}}]

其中m和m′标引数据集具有通过180度角度倍数划分的对应数据，n标引投影角度方向(θ)，P_n，m对应于投影数据，并且W_n和G_m分别对应于在加权步骤(60)中应用的角度和探测器孔径加权。

7.如任一权利要求1-6中所述的图像重构方法，进一步包括：

对来自所选择数目的投影数据集、与所选择容积元件相关联的加权投影数据进行组合(62)，以产生加权的投影数据(64)，其中该投影数据集具有180度的共同模角。

8.如权利要求7中所述的图像重构方法，其中重构(66)包括：

背投该加权的投影数据(64)。

9.如权利要求8中所述的图像重构方法，其中该背投包括根据下式计算对应于每一所选择的图像元件的容积元件值V(x，y，z)，

V (x, y, z) = Σ_{n = 1}^{N} P_{out}

其中n标引重组的投影角度方向(θ)，并且P_out是加权的投影数据(64)。

10.如任一权利要求1-9中所述的图像重构方法，进一步包括：

将对应于图像表示(70)的图像区域划分(54)成多个子矩阵；

对与所选矩阵相关联的投影数据应用加权步骤(50)和重构步骤(66)，以形成子矩阵图像表示(68)；

对每一子矩阵重复该应用，以形成多个子矩阵图像表示(68)；和

组合该子矩阵图像表示(68)，以形成图像表示(70)。

11.如任一权利要求1-10中所述的图像重构方法，其中加权步骤(60)包括：

使用空间孔径查找表(114a，114a′)根据探测器孔径(20)中的其位置对投影数据加权(G)。

12.如任一权利要求1-11中所述的图像重构方法，其中加权步骤(60)包括：

根据探测器孔径(20)中的其位置对投影数据加权(G)，使用抛物线逼近法估计探测器孔径(20)中的该位置。

13.如任一权利要求1-12中所述的图像重构方法，其中加权步骤(60)包括应用探测器孔径加权(G)，其延伸(80)超出该物理孔径边缘，并且该图像重构方法进一步包括：

外推超出该探测器孔径(20)的投影数据，根据延伸超出该物理孔径边缘的探测器孔径加权(G)的部分(80)对该外推的投影数据进行加权。

14.如任一权利要求1-13中所述的图像重构方法，其中该投影数据包括跨过180度角度范围的角度方向以及180度角度范围之外的过扫描范围，加权步骤(60)包括：

对过扫描范围中具有位于180度以上和以下的角度范围的角度方向的投影数据应用互补角度加权(W)。

15.如任一权利要求1-14中所述的图像重构方法，其中加权步骤(60)包括：

根据探测器孔径(20)中的其位置对投影数据加权(G)，其使用的孔径加权函数G(Z+kU)定义具有倾斜边缘的虚拟孔径。

16.如任一权利要求1-15中所述的图像重构方法，其中加权步骤(60)包括：

应用角度加权(W)，以减少在所选择角度窗之外收集的投影数据的幅度。

17.如任一权利要求1-16中所述的图像重构方法，进一步包括：

均匀地在Z方向上插值(140，142，144，146，148，150)投影数据，该插值至少包括修正V方向上的角度变化。

18.如任一权利要求1-17中所述的图像重构方法，进一步包括：

对投影数据进行距离加权(140，142，144)，以修正楔形束的角度发散。

19.一种用于重构锥形束或楔形束投影数据的计算机断层成像设备，该设备包括：

加权装置(60)，用于至少根据探测器孔径(20)中的其角度方向(θ)和其位置其中之一，对锥形或楔形投影数据进行加权；和

重构装置，用于将加权的投影数据(64)进行重构(66)，以形成容积图像表示(70)。

20.如权利要求19中所述的设备，进一步包括：

辐射源(16)，其将锥形或楔形束的辐射(22)投射到检查区域(14)中；和

二维探测器阵列，其定义设置用来接收至少部分投射的辐射(22)的探测器孔径(20)，该探测器阵列将所接收的辐射转换成为表示辐射源(16)与探测器阵列之间的吸收的投影数据。

21.如权利要求20中所述的设备，进一步包括：

旋转机架，其至少环绕该检查区域(14)旋转辐射源(16)；和

支撑元件(12)，其支撑检查区域(14)中的对象(28)，设置该支撑元件(12)以在线性方向上移动对象(28)，该旋转机架和支撑元件(12)协同产生辐射源(16)绕对象(28)的螺旋轨迹。

22.如任一权利要求19-21中所述的设备，其中加权装置(60)包括：

多个并行加权管线(60_m)，其并行处理投影数据，每一管线(60_m)至少通过角度加权(W)和探测器孔径加权(G)其中之一加权所选择的投影数据。

23.如权利要求22中所述的设备，其中加权装置(60)进一步包括：

选择电路(58，124，124′，130，130′)，用于选择性的组合两个或多个并行加权管线(60_m)，以对具有通过零或180度整数倍区分的角度坐标的互补或冗余投影数据进行加权和组合。

24.如权利要求23中所述的设备，其中选择电路(58，124，124′，130，130′)包括：

控制字，其内容控制选择电路(58，124，124′，130，130′)的操作。

25.如权利要求23和24其中之一所述的设备，其中选择电路(58，124，124′，130，130′)通过不包括在选择性组合中的管线(60_m)产生其它投影数据的并行处理。

26.如权利要求25中所述的设备，其中通过不包括在选择性组合中的管线(60_m)产生的其它投影数据的并行处理包括：

第二选择组合两个或多个并行加权管线(60_m)，以对具有通过零或180度整数倍区分的角度坐标的互补或冗余投影数据进行加权和组合。

27.如任一权利要求22-26中所述的设备，其中每一管线(60，62)包括：

角度加权处理器(W)，其根据角坐标应用角度加权值；和

孔径加权处理器(G)，其根据探测器孔径坐标应用孔径加权。

28.如权利要求27中所述的设备，进一步包括：

孔径加权查找表(114a，114a′)，其与孔径加权处理器(G)通信，用于向孔径加权处理器(G)提供孔径加权值。

29.如任一权利要求19-28中所述的设备，进一步包括：

分布处理器(56)，其选择与所选图像矩阵的元件相关联的投影数据的互补或冗余部分，并将该元件的坐标信息通信给加权装置(60)。

30.如权利要求29中所述的设备，其中该分布处理器(56)包括：

探测器坐标计算器(104，104′，106，106′，110，110′，112，112′)，其使用探测器孔径坐标与图像矩阵坐标之间的非线性关系计算探测器孔径坐标。

31.如权利要求29和30其中之一所述的设备，其中该分布处理器(56)包括：

探测器坐标计算器(102，102′，104，104′，106，106′，110，110′，112，112′)，其计算对应于该图像矩阵的元件的探测器坐标；和

插值器(108，108′)，其通过插值投影数据计算投影数据的互补部分，该插值投影数据具有的探测器坐标接近通过探测器坐标计算器(102，102′，104，104′，106，106′，110，110′，112，112′)所计算的探测器坐标。

32.如任一权利要求19-31中所述的设备，进一步包括：

查找表(146)，其为选择用于在轴向上空间均匀插值的投影数据。