本发明涉及计算机层析成像方法，其中波束源被使用来生成圆锥波 束，该圆锥波束经过扫描区域或位于其中的目标，而同时在一方面是波 束源与另一方面是扫描区域或目标之间发生环形(circular)相对运动， 该环形相对运动包括围绕旋转轴的旋转。本发明还涉及适用于实行这种 计算机层析成像方法的计算机层析成像，以及还涉及用于控制这样的计 算机层析成像的计算机程序。

在这种本技术领域中简称为“环形圆锥波束CT”的方法中的环形相 对运动期间，二维或多行探测器单元获取测量值，该测量值取决于在扫 描区域的另一侧的波束的强度，即，取决于在扫描区域中辐射的衰减。 从这些测量值有可能重建在三维扫描区域中辐射的衰减的空间分布-此 后简称为CT图像，即，目标函数。然而，不管重建是藉助于例如滤波 反向投影那样的分析方法，还是藉助于本发明所涉及的迭代方法来实 行，除了在环形相对运动的平面中外，完全精确的重建是不可能的。

在这样的迭代重建方法中，把测量值与从用作重建的初始基础的近 似图像计算的投影值进行比较。该比较然后给出近似图像的校正。被校 正的近似图像被用作为下一个迭代循环的基础，这是通过随后从它计算 投影值，并把它们与测量值进行比较来进行的，这导致用于另一个迭代 循环的另外的近似图像等等。因为在环形相对运动的平面之外的目标轮 廓是未知的，所以以一个角度行进到所述平面的射线的所有投影值都受 到误差的影响，这可以在以这种方式重建的CT图像上造成或强或弱的 人工产物。这些人工产物在要被成像的图像细节更远离相对运动的平面 时相称地(commensurately)更显著。

本发明的目的是提供一种方法，用于在前言中提到的那种方法中来 迭代地重建CT图像，这导致较少的人工产物，即改进的图像质量。

这个目的是按照本发明、通过具有以下步骤的计算机层析成像方法 达到的：

a)在一方面是波束源与另一方面是扫描区域或位于其中的目标之 间的螺旋相对运动期间，使用波束源来生成经过该扫描区域或目标的圆 锥波束，该螺旋相对运动包括围绕旋转轴的旋转和平行于旋转轴的位 移，

b)在该相对运动期间使用探测器单元获取第一组测量值，该测量 值取决于在扫描区域的另一侧处波束的强度，

c)从第一组测量值来重建第一CT图像，

d)在螺旋相对运动期间波束已越过(cross)的扫描区域的位置处， 结合在波束源与该扫描区域或位于其中的目标之间的环形相对运动，使 用波束源来生成经过该扫描区域或目标的圆锥波束，

e)在环形相对运动期间使用探测器单元获取第二组测量值，

f)从第二组测量值迭代地重建第二CT图像，在每次迭代循环中的 近似图像是通过比较从近似图像计算的投影值与测量值而被校正的，而 第一近似图像是从第一CT图像导出的。

所以，在本发明中，一组测量值不仅仅在环形相对运动期间获取， 而且也在包括围绕旋转轴的旋转和沿旋转轴方向的位移的在前螺旋相 对运动期间获取。从在螺旋相对运动期间获取的该组测量值，有可能重 建第一CT图像，从该第一CT图像可以导出用于迭代重建方法的第一近 似图像。这给出迭代重建图像的实质上更好的图像质量，即使是在被用 作为基础的第一CT图像受到噪声很大影响的情形下。

在这里，应当指出，已从美国-A6,480,561知道在CT扫描之前结 合螺旋相对运动而获取第一组测量值。由此导出的(三维)CT图像被使 用来计算相应于传统上先于CT扫描的所谓的“导引扫描”的(二维)投 影图像，在此期间波束源与目标沿旋转轴方向互相相对移位而没有旋 转，以及它可被使用来确立用于实际的CT扫描的扫描区域。

如在权利要求2中要求的实施例具有的优点是：在螺旋相对运动期 间的在前获取仅仅要求扫描区域中相对较小的剂量增加，这在医学应用 中是特别重要的。例如，在螺旋相对运动期间的剂量至少是环形相对运 动期间的剂量的1/10，优选地，是1/100到1/1000。

如在权利要求3中要求的实施例减小第一近似图像中的噪声(这特 别会在第一组测量值以非常低的剂量被获取时遇到)，这导致图像质量 进一步的提高。

如在权利要求4中要求的实施例对于心脏的CT扫描是特别重要 的，因为在这种情形下，在一个环行(circuit)期间获取的大部分测 量值不能被使用于重建，因为该获取是在心跳运动相对较强的阶段期间 进行的。

权利要求5描述用于实行按照本发明的方法的计算机层析成像，以 及权利要求6描述用于控制如权利要求5中要求的计算机层析成像的计 算机程序。

通过参照此后描述的实施例将明白和阐明本发明的这些和其它方 面。

在图上：

图1显示通过其可以实行按照本发明的方法的计算机层析成像，

图2显示按照本发明的方法的流程图，以及

图3显示在环形相对运动期间被辐射的扫描区域的多个部分。

图1所表示的计算机层析成像包括机架(gantry)1，其可以围绕 旋转轴14旋转，该旋转轴沿平行于图1所表示的x，y，z坐标系的z方 向延伸。为此，机架1由电动机2以优选地恒定的、但可调节的角速度 驱动。波束源S，例如X射线发射器，被固定在机架上。它配备有准直 器装置3，该准直器装置从由波束源S生成的辐射提取一个圆锥波束4， 即，在z方向上和在与其垂直的方向上(即，在垂直于旋转轴的平面中) 具有非零的有限范围的波束。

波束4经过扫描区域13，在扫描区域中可以有目标，例如在病人支 撑台上的病人(二者都没有详细地表示出)。扫描区域13具有圆柱的 形状。在经过扫描区域13后，X射线波束4撞击一个二维探测器单元 16，其被固定在机架1上且包括多个探测器行，分别具有大量的探测器 元件。探测器行位于垂直于旋转轴的平面上，优选地在围绕波束源S的 圆弧上；然而，它们也可以有不同的形状，例如，描绘一个围绕旋转轴 14的圆弧，或者也可以是在直线上。被波束4撞击的每个探测器元件传 递在波束源的每个位置处对于波束4的射线的测量值。

在这种情形下，用αmax表示的波束4的孔径角(孔径角被定义为由 在垂直于旋转轴14的平面上波束4的边缘处的射线与由波束源S和旋 转轴14规定的平面所成的角度)确定在获取测量值期间要被扫描的目标 所处的目标圆柱的直径。扫描区域13-或目标或病人支撑台-可以藉助于 电动机5平行于旋转轴14，即z轴，移动。然而，等同地，机架也可以 沿这个方向移动。

如果电动机5和2同时运转，则波束源S和探测器单元16描绘一 个相对于扫描区域13的螺旋迹线。然而，如果用于沿z方向前进的电 动机5是静止的而电动机2使得机架旋转，则得到用于波束源S和探测 器单元16的相对于扫描区域13的环形迹线或相对运动。

由探测器单元16获取的测量值被传递到图像处理计算机10，它从 测量值重建CT图像，即，在扫描区域13的一部分中的吸收分布，且例 如在监视器11上显示它。两个电动机2和5、图像处理计算机10、波 束源S、和测量值从探测器单元16到图像处理计算机10的传送，由控 制单元7控制。

图2显示可以用按照图1的计算机层析成像实行的测量和重建方法 的规程。

在方块100中初始化后，电动机2和5以及波束源S被接通。由两 个电动机2和5进行的驱动导致波束源相对于旋转轴14进行螺旋运动， 由波束源发射的波束4经过扫描区域13，并由探测器单元16探测。在 这种情况下的剂量是在随后的环形相对运动期间生成的剂量的千分之 一到百分之一之间，这样，在螺旋相对运动期间的辐射曝光对于医疗扫 描而言是相当小的。

然后从探测器信号导出第一组测量值M1，其相应于在扫描区域中辐 射的衰减沿从波束源到各个探测器元件的射线的线积分。

在步骤102，从第一组测量值重建代表在扫描区域中衰减的空间分 布的第一CT图像If(x，y，z)。因为在扫描区域中的体素(voxel)是在 螺旋相对运动期间从至少180°的角度范围照射，每个体素的第一和最后 的射线来自相反方向，所以这里精确的重建在原理上是可能的。然而， 因为由于低剂量造成低信号/噪声比，所以仅仅得到有限的图像质量。

在步骤103，从第一CT图像If(x，y，z)导出代表第一CT图像在例 如yz平面上的投影的图像P1(x，y，z)。然后，藉助于投影图像，有可能 -由用户或按照预定的准则自动地-确立在随后的CT扫描期间哪个区域 应当通过环形相对运动被照射。这在图3上表示出，其中由线L1和L2 表示的、垂直于旋转轴14的平面代表界限，在该界限内扫描区域13由 第一CT图像If(x，y，z)成像。这个选择在图2上由从方块103到还尚待 说明的方块104与105的虚线表示。

在已确立打算要由波束源的随后环形相对运动成像由第一CT图像 成像的区域的哪个部分后，在步骤104，从第一CT图像If导出包括所 有这样的体素的图像I1(x，y，z)，即辐射在随后的环形相对运动期间将 撞击所述体素。这是相对于旋转轴的一个轴对称区域，在图3上由从波 束源位置S1和S2发射的两个波束41，42表现。如果在步骤102在第一 CT图像重建期间还没有进行低通滤波或平滑，则必须在步骤104实行低 通滤波或平滑，以使得进一步的图像处理不受第一CT图像中包含的噪 声扰动。

在步骤105，仅仅接通电动机2，而电动机5是静止的，以使得波 束源描绘一个在步骤103所确立的位置处的相对于旋转轴的环形路径。 波束源S同时被接通，波束4中的剂量大大地高于在前的螺旋扫描期间 的剂量。然后由探测器16的探测器元件接收的探测器信号被取对数， 这样，获取了第二组测量值M2(，α，γ)，每个测量值相应于沿从波束源 到探测器元件的射线的衰减的线积分。这些测量值取决于波束源相对于 旋转轴14的位置，取决于扇形角α(这是在与测量值有关的射线与对 旋转轴14的垂线之间所成的角度)，以及取决于圆锥角γ(这是在包含 旋转轴与对旋转轴的垂线的平面上射线之间所成的角度)。

在步骤105由此获取第二组测量值后，实行一个迭代重建方法，以 便重建第二CT图像，该迭代重建方法包括具有方块106到110代表的 处理步骤的多次迭代循环。

在步骤106，对于在方向和位置方面与在步骤105对于其获取测量 值M2(，α，γ)的射线一致的射线，计算基于近似图像的投影值 Pi(，α，γ)。在这个迭代方法中第一近似图像是在步骤104生成的图像 I1(x，y，z)。如果这个近似图像完全复现了在扫描区域中的衰减分布以及 如果测量值M2(，α，γ)不受误差影响，则每个投影值(通过对近似图像 中由同一条射线经过的那些体素的衰减值求和而得到的)应当匹配沿同 一条射线测量的测量值。然而，这个条件实际上不满足，这样，出现了 矛盾。

所以，对于一条射线，在步骤107，按照以下关系式形成测量值 M2(，α，γ)与属于同一条射线的投影值Pi(，α，γ)的差值：

D＝M2(，α，γ)-Pi(，α，γ)                    (1)

这对于在波束源的同一个位置中计算的所有射线重复进行。然后 可以通过使用这样形成的差值来校正近似图像。

为此，在步骤108，按照以下关系式对于射线上的每个体素j重新 计算衰减值：

μi(j)＝μi-1(j)+λ·d·sj                         (2)

其中μi-1和μi(j)是对于体素j的以前的和新的衰减值，λ(＜1)是控 制该方法的收敛的参数，sj是在体素j内的射线的长度，以及d相应于 差值D与射线上各个体素内射线的长度(sj)的平方和的比值。这对于 在波束源的同一个位置处获取的所有射线重复进行，这样，所有体素 的衰减值在步骤108结束时已被重新计算。

在步骤109进行有关具体准则是否被满足的检验。这个准则可以是 在投影值与测量值之间的足够匹配，或特定数目的迭代循环的执行，即 迭代方法的特定的持续时间。然而，如果用户例如因为图像质量是足够 的而终结迭代，则终结准则也可以被满足。

如果终结准则还没有被满足，则在步骤110(方块110)把计数下 标i增加1，并且接着在方块106计算新的投影Pi(，α，γ)-但这次是根 据在步骤108重新计算的衰减值μi。这在步骤107中跟随以投影值与测 量值的新的比较-但是是对于与以前的迭代循环中不同的波束源的位置 ，并且在步骤108，重新计算衰减值作为差值的函数。

如果在步骤109达到终结准则，则方法结束111。在方块108汇编 的最后近似图像因此代表第二CT图像，它可以以适当的方式被显现。 与用分析重建方法或其它迭代重建方法相比，图像质量得到很大的改 进。

以上描述的迭代方法在本技术领域中被称为ART方法(ART＝代数重 建技术)。为了重建第二CT图像，代替这个迭代方法，也可以采用另 一个迭代方法，例如在本技术领域中被称为“最大或然率-期望最 大”(ML-EM)方法的方法。在这个方法中，仅仅需要修改步骤107和108。 在步骤107代替测量值与投影值的差值，应当形成这些值的比值，以及 在步骤108，衰减值应当被校正为这些比值的函数。

在步骤105，可以对于在环形路径上波束源的多个环行而获取测量 值M2(，α，γ)。心脏的CT扫描是这样的获取的一个应用，在这种情形下， 仅仅在两次心脏活动之间的心脏休息阶段获取的测量值可被利用于重 建。波束源的环行时间，例如0.4秒，并不短得足以获取在心脏的休息 阶段的测量值。在这种情形下，还应当在以后的环行中和在随后的心脏 活动的休息阶段中获取测量值，以便得到一组完全的测量值。

在多个环行中获取的测量值的另一个可能应用是缓慢改变的目标 的连续表示(CT荧光屏检查)。在每个环行中重建一组测量值，通过它 分别有可能重建代表在特定运动阶段时的目标的CT图像。从第一CT图 像导出的图像被用作为在用于所有这些CT图像的迭代重建过程中的第 一近似图像。

在图1上表示的示范性实施例中，波束源以环形相对运动围绕旋转 轴旋转。然而为了扫描目标，仍然有可能使波束源不移动而使目标围绕 旋转轴旋转。本发明也可以被利用于电子束计算机层析成像，其中是在 包围扫描区域的环上生成辐射，该扫描区域由电子偏转的电子束撞击。 在这种情形下，电子束撞击环的焦点在本发明的上下文中应当被看作为 波束源。