CN1742295A - 非对称锥形光束 - Google Patents
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Abstract
一种用于对患者成像的多层螺旋CT扫描仪，包括：生成从X射线源的焦点发出的X射线锥形光束的X射线源，其中X射线源可以在旋转平面中移动，从而使焦点围绕轴向旋转，患者沿着该轴向移动从而将患者定位在扫描仪的视场中；以及检测器阵列，其包括多个X射线检测器行，这些检测器生成响应于锥形光束中的X射线的信号，该信号用于生成患者的图像；其中该锥形光束相对于旋转平面是非对称的。
Description
技术领域
本发明涉及计算机化析层(CT)X射线成像，尤其涉及X射线锥形光束的尺寸和形状以及在多层螺旋(multislice)CT扫描仪中相应的X射线检测器阵列。
背景技术
在对患者的CT X射线成像中，使用X射线来对患者身体上感兴趣区(ROI)的内部结构和特征成像。多层螺旋CT扫描仪通常包括X射线源，其提供从X射线源的焦点辐射的锥形X射线束，还包括X射线检测器阵列，其包括多个面向X射线源的紧密间隔的X射线检测器行。在第三代多层螺旋扫描仪中，X射线源和检测器阵列安装在构台的旋转器中。在第四代多层螺旋扫描仪中，X射线源安装到旋转器上，但是X射线检测器阵列安装到构台上，在X射线检测器阵列中的检测器形成了完整的检测器圆。
通常将利用该扫描仪成像的患者支撑于X射线源与检测器阵列之间的床上，该床沿着z轴轴向移动从而将ROI定位在位于旋转器内的扫描仪的视场(FOV)中。该旋转器可以围绕z轴旋转从而定位X射线源，并且在第三代CT扫描仪中，检测器阵列处于患者周围的不同锥形光束视角，从这些视角X射线源利用X射线照射ROI。对于来自X射线源并且以不同视角通过患者身体的X射线强度的测量提供了对于穿过身体的不同衰减路径的X射线衰减的测量。利用这种衰减测量将ROI成像。
当旋转器旋转时，通常在垂直于z轴的平面中出现X射线源焦点的运动，该平面下文中称作“旋转平面”。锥形光束在旋转平面中的扇形横截面的顶角是锥形光束的“扇角”。锥形光束在垂直于旋转平面的平面中的扇形横截面的顶角是锥形光束的“锥形光束角”，其中旋转平面通过焦点和z轴。锥形光束相对于旋转平面基本上是对称的，该旋转平面将锥形光束的锥形光束角二等分。为了匹配对称的锥形光束，检测器阵列中的X射线检测器行相对于旋转平面对称设置，即每行在旋转平面中具有镜像行。
对于给定尺寸的扇角，检测器阵列的锥形光束体积和尺寸，以及对于检测器阵列中给定尺寸的X射线检测器，该阵列中的检测器的行数受到锥形光束角的限制。因此，锥形光束角尤其受到称作跟效应(heel effect)的效应的约束。
使从X射线源焦点辐射的X射线传播所沿的路径相对于旋转平面的角度称作“倾角”。方便的是，将旋转平面一侧上的倾角限定为正的(正侧)，而将旋转平面另一侧上的倾角限定为负的(负侧)。当倾角的值在旋转平面一侧增大时，任选的是在负侧增大时，跟效应硬化并降低了从X射线源发射的X射线的强度。硬化和强度减小是由于包含在X射线源中的阳极的结构造成的，电子束聚焦到该阳极上以产生X射线。由于该结构，对于增加的负倾角，由于阳极中生成的X射线离开目标，该X射线一般会照射到比形成阳极的更多的材料。由于X射线穿过的阳极材料的量增加，则X射线的衰减和硬化增加，从而生成了跟效应。
作为倾角降低的函数的硬化和强度降低确定了最小倾角，即为下文中的X射线“跟效应角”，小于该角时X射线的强度和能量通常对于CT成像效率不高。由于锥形光束相对于旋转平面的对称性，X射线的最大正倾角等于跟效应角的大小。因此该锥形光束具有约等于跟效应角两倍的锥形光束角。因此，跟效应限制了锥形光束角，从而限制了锥形光束的体积、扫描仪中检测器行的总数(对于给定的检测器尺寸而言)以及对其可以同时获取CT扫描数据的患者体积。
为了提供更快的对患者的CT成像，并且能够以提高的瞬时清晰度对身体上活动的器官成像，例如心脏成像，需要通过一种多层螺旋扫描仪提高可同时获取数据的患者体积。
发明概述
本发明的一些实施例中的一个方面涉及提供具有锥形光束的多层螺旋CT扫描仪，对于该锥形光束而言，锥形光束角以及锥形光束体积大于现有技术的具有相同扇角的锥形光束的锥形光束角和体积。
本发明人已经注意到，跟效应基本上不影响CT扫描仪旋转平面正侧上的X射线强度和硬度，并且倾角大于跟效应角的X射线具有有助于CT成像的强度和能量。然而，由于现有技术中CT锥形光束相对于其旋转平面应为对称的限制，倾角大于跟效应角的X射线没有用于现有技术的扫描仪中。
因此，根据本发明一些实施例的CT扫描仪的锥形光束相对于其旋转平面不是对称的，而是在旋转平面的正侧上的锥形光束大于负侧上的锥形光束。因此，锥形光束的锥形光束角和体积不会受到其跟效应角的限制并且大于具有相同跟效应角的相应现有技术锥形光束的锥形光束角和体积(对于相同扇角而言)。根据本发明的匹配检测器阵列相对于旋转平面也是非对称的，并且对于相同扇角也大于现有技术的检测器阵列。因此，包含根据本发明的锥形光束的CT扫描仪通常能够同时获取比包含相应的现有技术锥形光束的CT扫描仪更大体积的患者的数据。
根据本发明的一些实施例的一个方面，在旋转平面的正侧上，匹配检测器阵列中的X射线检测器行的数量大于旋转平面负侧上的检测器行的数量。
根据本发明的一些实施例的一个方面，旋转平面的正侧上的至少一个检测器行的宽度不同于旋转平面负侧上的检测器行的宽度。
根据本发明的一些实施例的一个方面，检测器行的宽度随着定位该行的倾角的增加而增加。
在本发明的一些实施例中，在检测器阵列中的至少部分行中的每个检测器行的行宽度基本上与沿着从该行观察的z轴的X射线源焦点的表观尺寸成比例或者与之相等。X射线源的焦点的表观z轴尺寸随着该行的位置的倾角度增加而增加。如果行宽度基本上与表观焦点尺寸成比例或者相等，则通常能够制造具有更少X射线检测器的、用于具有给定锥形光束角的锥形光束的检测器阵列，同时基本上不会损失阵列的空间分辨率。更少的X射线检测器通常使阵列的生产成本更低。
因此，根据本发明的实施例，提供了一种用于对患者成像的多层螺旋CT扫描仪，其包括：生成从X射线源的焦点发出的X射线锥形光束的X射线源，其中X射线源可以在旋转平面中移动，从而使焦点围绕轴向旋转，使患者沿着该轴向移动从而将患者定位在扫描仪的视场中；以及检测器阵列，其包括多个X射线检测器行，这些检测器生成响应于锥形光束中的X射线的信号，该信号用于生成患者的图像；其中该锥形光束相对于旋转平面是非对称的。
可选择的是，入射到检测器阵列上的X射线在旋转平面第一侧上的轨迹相对于旋转平面具有第一最大幅度的倾角，并且入射到检测器阵列上的X射线在旋转平面第二侧上的轨迹所具有的倾角具有第二最大幅度，其大于第一最大幅度。
可选择的是，第二最大幅度大于第一最大幅度的1.25倍。可替换的是，第二最大幅度可以大于第一最大幅度的1.5倍。可替换的是，第二最大幅度可以大于第一最大幅度的两倍。
在本发明的一些实施例中，跟效应基本上确定了第一最大角。
在本发明的一些实施例中，检测器行基本上平行于旋转平面并且至少一部分行中的每一行的宽度是从焦点到该行的线相对于旋转平面的倾角的函数。
根据本发明的实施例还提供了一种用于对患者成像的多层螺旋CT扫描仪，其包括：生成从X射线源的焦点发出的X射线锥形光束的X射线源，其中X射线源可以在旋转平面中移动，从而使焦点围绕轴向旋转，使患者沿着该轴向移动从而将患者定位在扫描仪的视场中；以及检测器阵列，其包括多行X射线检测器，这些检测器生成响应于X射线的用于生成患者图像的信号；其中该检测器行基本上平行于旋转平面并且至少一部分行中的每一行的宽度是从焦点到该行的线相对于旋转平面的倾角的函数。
除此以外或者可替换的是，行的倾角可以沿着从第一侧到第二侧的方向增加，在至少部分行中的每一行的宽度随着其倾角的增加而增加。
可选择的是，焦点相对于旋转平面以角β倾斜，至少部分行中的每一行的宽度基本上与1/sin(β+φ)成比例，其中φ是行的倾角。
可选择的是，至少部分行中的每一行的宽度基本上等于1/Lsin(β+φ)，其中L是沿焦点倾斜所沿方向的焦点尺寸。
附图说明
以下，参照所列附图描述本发明的实施例的非限定实例。在附图中，多个附图中出现的相同的结构、元件或部件在它们出现的所有附图中用相同的附图标记表示。为了方便而清楚地表示，选择图中表示的组件和特征的尺寸并且不必将它们按照比例画出。
图1示意表示了根据现有技术的包含X射线锥形光束和检测器阵列的多层螺旋CT扫描仪的透视图；
图2示意表示了图1所示的多层螺旋CT的横截面图；
图3表示了由于跟效应引起的锥形光束中X射线的强度减小和X射线的变硬的示意图表；
图4A和4B分别示意表示了根据本发明实施例的包含X射线锥形光束和检测器阵列的多层螺旋CT扫描仪的透视图和横截面图；以及
图5示意表示了根据本发明实施例的包含检测器阵列的CT扫描仪，其中该检测器阵列具有检测器行，至少一部分行的宽度随着放置它们的倾角的增加而增加。
具体实施方式
图1示意表示了根据现有技术的包含X射线检测器阵列22和X射线源24的第三代多层螺旋CT扫描仪20的透视图。图1中仅仅表示了与当前的讨论密切相关的多层螺旋扫描仪20的特征。
X射线检测器阵列22包括X射线检测器28的多个行26。例如，在图1中所示的检测器阵列22包括四个检测器行28。X射线源24包括由轴49形成或者安装在轴49上的阳极30，以及阴极32。该阴极提供了由箭头34表示的电子束，该电子束在阳极的表面39上聚焦为“焦点”36。入射到阳极30上的该电子束中的电子生成的轫致辐射和荧光X射线从以线38为轮廓的X射线锥形光束中的焦点36附近的材料中放射出来。下文中将标记勾勒锥形光束的线的附图标记38来表示锥形光束。锥形光束38中的X射线照射X射线检测器阵列22。包含在X射线源24中的至少一个准直器(未示出)将从焦点36放射出来的X射线准直，因此锥形光束38基本上照射了所有检测器阵列22，并且仅照射了检测器阵列22。
X射线源24和检测器阵列22安装在包含于扫描仪中的旋转器(未示出)上。该旋转器可以围绕坐标系40的z轴旋转，从而将X射线源24和检测器阵列22定位在围绕z轴的不同锥形光束视角处。在旋转器的旋转过程中，焦点36的运动限定了由CT扫描仪20的虚线圆42表示的旋转平面。虚线43表示旋转平面42中的锥形光束38的横截面。横截面43的顶角Θ是锥形光束38的扇角。虚线44表示在通过z轴并且垂直于旋转平面42的平面中锥形光束38的横截面。横截面44的顶角Φ是锥形光束38的锥角。旋转平面42与横截面44的平面的交线46是锥形光束38的轴。
锥形光束38相对于旋转平面42是对称的，该旋转平面将锥形光束角Φ等分，并且相同数量的检测器行26位于旋转平面的两侧上。从焦点36辐射出来的X射线的倾角是X射线的传播路径与旋转平面42形成的角。倾角在旋转平面42面对坐标系40原点的一侧上为负，而在另一侧上为正。图1中表示了具有负倾角φ的X射线传播路径48。
典型的是，以足够高的功率电平操纵X射线源24，使得电子束34对阳极30中的材料的局部加热快速地损坏阳极。为了减少阳极的耗损，围绕轴50旋转阳极并且沿着相对于轴50的径向移动电子束34，使得焦点36不是总位于表面39的相同区域上。此外，沿着径向延长焦点36以径向地分散能量沉积。在图1中，由曲线箭头52表示阳极30的旋转。
为了使焦点36能够被检测器阵列22“观察”到，并且为了减少阳极材料对于向检测器阵列22传播的阳极30中生成的X射线的屏蔽，表面39是锥角为α的截顶圆锥表面。然而，通常使锥角α较大，使得检测器阵列22观察到的焦点36的有效尺寸足够小，以至于焦点的延伸长度不会削弱沿着CT扫描仪20的z轴方向的分辨率。
在图2中方便地看出圆锥表面39的几何形状、焦点36、锥形光束38与检测器阵列22之间的空间关系，该图示意表示了CT扫描仪20在锥形光束38的横截面44的平面中的横截面图。由于圆锥表面39的锥角α，焦点36位于其上的表面区域相对于旋转平面42倾斜定位，并且相对于旋转平面具有“倾斜角”β＝(90°-α)。如果L是焦点36在表面39上的径向范围，则检测器阵列22观察到的平行于z轴的焦点36的平均有效“z轴”尺寸“Lz”基本上等于焦点在检测器阵列上的投影的长度。Lz基本上等于Lsinβ。理想上，焦点36靠近X射线的点光源。因此，当提高L以改善散热时，通常减少倾斜角β，使得Lz保持足够小，从而满足希望得到的CT扫描仪20的分辨率技术要求。然而，当锥表面角α增加，而阳极30的倾斜角β减小时，锥形光束38的跟效应角(以及因此锥形光束角)减小。跟效应角“φH”通常约等于(-β+γ)，其中γ为基本上由制造阳极的材料确定的角。因此，通常等于跟效应角大约两倍的锥形光束角Φ约等于2(β-γ)。典型的是，α的值为约80°到约83°之间，倾斜角β具有约10°到7°之间的相应值。对于钨而言，γ约等于3.5°。
图3表示了在锥表面角α约等于83°并且倾斜角β约等于7°时，由图1和2所示的X射线源30提供的X射线的强度和平均能量的示意图60，该强度和平均能量为倾角φ的函数。假设阳极30由钨制成，因此对于阳极而言，γ＝3.5°并且X射线源30具有约等于-3.5°的跟效应角“φH”。实曲线62表示了X射线的平均能量对于倾角的相关性，虚曲线64表示了强度。沿着图表60的纵坐标的单位是任意的。
通常，由诸如X射线源24之类的X射线源提供的X射线的强度当倾角接近(-β)时随着倾角较快地减少为0。根据例如图表60，可以看出对于倾斜角β＝7°，X射线的强度对于减少的倾角快速减少，并且当倾角约为-7°时基本上等于0。X射线的平均能量随着倾角φ的减少而较快地增加。对于小于或等于跟效应角φH的倾角φ而言，由X射线源24提供的X射线不具有有利于对患者以最小光量进行CT成像的足够的强度和适当的平均能量。因此锥形光束38(图1和2)限于约为-3.5°的有效最小负倾角。因为现有技术将CT锥形光束限制为相对于其旋转平面为对称的，所以锥形光束38限于最大X射线倾角φ+～|φH|～3.5°，并且锥形光束约等于7°。跟效应角φH＝-3.5°，相应的最大正倾角φ+＝|φH|＝3.5°，这就确定了图表60中表示的锥形光束38的锥形光束角。
本发明人已经注意到，如图表60所示，尽管X射线源24提供的X射线的强度对于负的倾角而言快速减少，但是对于相当大范围的正倾角而言强度仍保持较大。此外，X射线的平均能量的降低速度对于大于0的倾角而言是适中的。因此，通过放松现有技术的对称性约束、提供具有非对称锥形光束的扫描仪，并且因此使用正倾角大于|φH|的X射线，可以提供比现有技术的扫描仪具有更大锥形光束和更大检测器阵列的CT扫描仪。因此，根据本发明的实施例，CT包括特征在于最大正倾角φ+大于跟效应角|φH|的大小的非对称锥形光束。
当然通过使X射线源24倾斜从而提高倾斜角β，还可以提供比现有技术的扫描仪具有更大的锥形光束和检测器阵列的CT扫描仪。尽管这将提供给扫描仪具有更大锥角的对称锥形光束，但是增大的倾斜角将会减少扫描仪提供的图像的分辨率。增大的倾斜角还可能会导致阳极30的轴49以及支撑阳极的轴承(未示出)上不希望的负载，该轴承典型地以9000rpm旋转。
图4A和4B分别示意表示了根据本发明实施例的CT扫描仪80的透视图和横截面图，其中校准X射线源24，以提供锥形光束82。锥形光束82在穿过z轴并且垂直于旋转平面42的平面中具有横截面84。锥形光束82中的X射线照射包含检测器28的多个行26的匹配的X射线检测器阵列86。除了锥形光束82和检测器阵列86之外，CT扫描仪80的元件和特征例如类似于现有技术扫描仪20(图1)的相应元件。
锥形光束82是非对称的，并且可选的是大于包含在CT扫描仪20中的锥形光束38。例如，锥形光束82的特征在于最大正倾角φ+大于X射线源24的跟效应角|φE|的大小。因此，锥形光束82的锥形光束角Φ＝(|φH|+φ+)，其大于典型的现有技术的锥形光束角，其约等于2|φH|。在本发明的一些实施例中，φ+大于或等于1.25|φH|。在本发明的一些实施例中，φ+大于或等于1.5|φE|。在本发明的一些实施例中，φ+大于或等于2|φE|。例如，对于CT扫描仪80而言，φ+等于2|φE|，而锥形光束38的锥形光束角Φ＝2|φH|，锥形光束82具有大得多的锥形光束角Φ＝3|φH|。
为了匹配非对称的锥形光束82，检测器阵列86也是非对称的，并且大于包含在CT扫描仪20中的相应检测器阵列22。在本发明的一些实施例中，检测器阵列86在旋转平面42的正倾角侧上比旋转平面的负倾角侧上包括更多的检测器行28。例如，所示的CT扫描仪80在旋转平面42的负侧上具有两个检测器行28，而在旋转平面的正侧上具有四个检测器行28。
在本发明的一些实施例中，如图4A和4B所示，检测器阵列86中的所有检测器在z轴方向上基本上具有相同的宽度，检测器阵列86中的所有行28具有相同的宽度。在本发明的一些实施例中，CT扫描仪的至少一个检测器行中的检测器比该扫描仪的不同检测器行中的检测器具有更大的z轴宽度，并且至少两个检测器行具有不同的宽度。在本发明的一些实施例中，扫描仪检测器行的宽度是定位该检测器行的倾角φ的函数。在本发明的一些实施例中，该扫描仪中至少部分检测器行中的每个检测器行的宽度随着定位该行的倾角φ的增加而增加。
图5表示了根据本发明实施例的CT扫描仪100的示意横截面图，该扫描仪包括具有检测器106的行104的检测器阵列102，其中该阵列中的行宽度随着倾角的增加而增加。
可选的是，根据本发明实施例，对于焦点36的给定径向长度L和倾斜角β，对应于Lz(φ)＝Lsin(β+φ)确定至少部分行104中每行的宽度，其中φ是定位该行的倾角。例如，在图5中为行104表示了倾角φ。倾角是轴46与所示的截取该行中检测器106的线107之间的角。Lz(φ)是焦点36在行104上以倾角φ投影的z轴长度，因此是如该行所观察到的焦点36的有效z轴长度。在本发明的一些实施例中，至少部分行104中的行的宽度基本上与Lz(φ)成比例。在本发明的一些实施例中，至少部分行104中的行的宽度基本上等于Lz(φ)。
注意，由给定的检测器106的行104提供的z轴分辨率是行宽度的函数，通常随着检测器行宽度的减少而提高。然而，尽管对于大于或等于约Lz(φ)的宽度而言随着宽度减少而提高较快，但是对于小于Lz(φ)的宽度而言随着宽度减少的提高较慢。因此，尽管对于以具有相应Lz(φ)的给定倾角φ的检测器行而言，存在降低检测器行宽度的动机，但是将行宽度减少到Lz(φ)以下的动机通常是很少的。
因此，通常能够利用较少的X射线检测器为具有给定锥形光束角的锥形光束制造检测器阵列，同时基本上不会损失该阵列的空间分辨率，前提是行宽度基本上与Lz(φ)成比例或者相等。较少的X射线检测器通常导致阵列的生产成本较低。对于具有以较大倾角定位的行的较大的检测器阵列而言，由于行宽度与Lz(φ)成比例或者相等而引起的生产X射线检测器阵列的成本优势是尤其有利的。
注意，尽管在对根据本发明的检测器行宽度的以上讨论中，检测器阵列102是非对称检测器阵列，但是通常该讨论还可以应用于对称检测器阵列。
在本申请的说明书和权利要求书中，每个动词“包含”、“包括”和“具有”以及其动词变化都用于表示动词的一个或多个客体不必完整列出部件、组件、元件或动词的一个或多个客体的部分。
利用对其实施例的详细描述已经描述的本发明，这些实施例是通过举例的方式提供的，无意限制本发明的范围。所述实施例包括不同的特征，不是所有的特征都需要出现在本发明的全部实施例中。本发明的一些实施例仅利用了这些特征的一部分或者可能的组合。所述的本发明实施例的变化以及包含所述实施例中提到的特征的不同组合的实施例对于本领域技术人员而言是显而易见的。本发明的范围仅由以下的权利要求进行限定。
Claims (11)
1.一种用于对患者成像的多层螺旋CT扫描仪，包括：
生成从X射线源的焦点发出的X射线锥形光束的X射线源，其中X射线源可以在旋转平面中移动，从而使焦点围绕轴向旋转，使患者沿着该轴向移动从而将患者定位在扫描仪的视场中；以及
检测器阵列，其包括多行X射线检测器，这些检测器生成响应于锥形光束中的X射线的信号，该信号用于生成患者的图像；
其中该锥形光束相对于旋转平面是非对称的。
2.根据权利要求1所述的多层螺旋CT扫描仪，其中入射到检测器阵列上的X射线在旋转平面第一侧上的轨迹具有相对于旋转平面的倾角，所述倾角具有第一最大幅度，并且入射到检测器阵列上的X射线在旋转平面第二侧上的轨迹所具有的倾角具有第二最大幅度，其大于第一最大幅度。
3.根据权利要求2所述的多层螺旋CT扫描仪，其中第二最大幅度大于第一最大幅度的1.25倍。
4.根据权利要求2所述的多层螺旋CT扫描仪，其中第二最大幅度大于第一最大幅度的1.5倍。
5.根据权利要求2所述的多层螺旋CT扫描仪，其中第二最大幅度大于第一最大幅度的两倍。
6.根据权利要求2-5中任一项所述的多层螺旋CT扫描仪，其中跟效应基本上确定了第一最大角。
7.根据权利要求1-6中任一项所述的多层螺旋CT扫描仪，其中检测器行基本上平行于旋转平面并且至少一部分行中的每一行的宽度是从焦点到该行的线相对于旋转平面的倾角的函数。
8.一种用于对患者成像的多层螺旋CT扫描仪，其包括：
生成从X射线源的焦点发出的X射线锥形光束的X射线源，其中X射线源可以在旋转平面中移动，从而使焦点围绕轴向旋转，使患者沿着该轴向移动从而将患者定位在扫描仪的视场中；以及
检测器阵列，其包括多行X射线检测器，这些检测器生成响应于X射线的用于生成患者图像的信号；
其中该检测器行基本上平行于旋转平面并且至少一部分行中的每一行的宽度是从焦点到该行的线相对于旋转平面的倾角的函数。
9.根据权利要求7或8所述的多层螺旋CT扫描仪，其中行的倾角沿着从第一侧到第二侧的方向增加，在至少部分行中的每一行的宽度随着其倾角的增加而增加。
10.根据权利要求9所述的多层螺旋CT扫描仪，其中焦点相对于旋转平面以角β倾斜，至少部分行中的每一行的宽度基本上与1/sin(β+φ)成比例，其中φ是行的倾角。
11.根据权利要求10所述的多层螺旋CT扫描仪，其中至少部分行中的每一行的宽度基本上等于1/Lsin(β+φ)，其中L是沿焦点倾斜所沿方向的焦点尺寸。
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