从经过轨迹时记录的X射线投影中确定图像的方法和装置

摘要

本发明涉及一种用于借助运动的X射线源(2)和为拍摄投影而设置的探测器(5)确定对于对象(P)的衰减系数的方法。按照本发明，如下地实现本发明：对于运动的X射线源(2)确定轨迹；在该轨迹上确定如下位置，这些位置用于确定通过探测器(5)拍摄的投影的导数；对于这些确定的位置的每一个，确定多个采样位置；利用运动的X射线源(2)经过该轨迹，并且对于每个采样位置拍摄一个投影；对于每个位置分别借助对于所属的多个采样位置所拍摄的投影，数值地计算关于轨迹的投影导数；并且从所计算的投影导数中，借助用于重建的理论上精确的或近似的准则确定对于对象(P)的衰减系数。本发明使得可以减少投影并由此减少患者剂量。

说明书

技术领域

本发明涉及用于借助运动的X射线源和探测器确定对于对象的衰减系数的一种方法和一种装置。

背景技术

X射线方法是在医疗技术中的标准方法。在简单的X射线拍摄中X射线传输通过待检查的对象并且随后由探测器记录。该记录或投影表示关于传输的X射线在通过对象的路径上的衰减的信息。在此，X射线的衰减关键地取决于透过的对象部分的密度。该密度又提供关于对象的特性的信息，其通常以可视化形式被显示用于诊断。在X射线拍摄中，通过探测器记录的强度取决于沿着由X射线经过的路径的整个对象组成，也就是说，提供关于路径积分的信息。由此不可能从一个X射线拍摄中获得作为所有三个空间坐标的函数的对象的衰减系数。因此，对于三维图像从不同的拍摄位置进行多个X射线拍摄，并且从中重建三维图像。在采用该方法的医疗技术内一种最重要的技术是计算机断层造影(CT)。在计算机断层造影的范围内X射线源和X射线探测器经过一个路径或轨迹。在此沿着该轨迹进行拍摄。然后从该拍摄中重建又与密度相关的衰减系数的三维图像。

图像重建是复杂的数学问题。对于三维图像重建，建立了两组方法，即，近似的和精确的方法。在此(理论上)精确的方法是指在数学上不包括近似的方法；数值上的转换自然会带来误差。近似的方法(例如Feldkamp算法)首先具有明显少的麻烦的数值转换的优点。通过近年来提出的巧妙地表达数学问题，现在有理论上精确的表达，其可以以切合实际的开销在数值上被转换。这例如在出版物US6771733B2中被描述。在那里给出了重建公式(公式10)，其很好适合于精确方法的数值转换。对于该实现，该公式通常要求相应于使用的轨迹的其它变形。对于螺旋轨迹，相应的公式例如在提到的文献中作为公式29给出。

然而，在数值转换中还存在其它会碰到的困难或要求。一个挑战是，要找到在拍摄的投影的数量和图像质量之间的折衷，其中拍摄越多，图像质量一般越高。然而，主要考虑到受检查的患者的辐射负担，另一方面期望限制拍摄的数量。

发明内容

本发明要解决的技术问题是，在近似的和精确的重建方法中允许投影的减少，而不必为此担心图像质量的降低。

按照本发明，借助运动的X射线源和探测器确定对于对象的衰减系数。在此，广泛地理解探测器的概念，从而可以是具有探测器或探测器平面的合适的布置的探测器系统。此外，X射线源和探测器都可以是运动的(例如在CT应用中那样)或者仅仅X射线源是运动的(例如在乳房X射线照相中的层析X射线照相组合)。在该方法中借助投影，即，传输通过对象的X射线的拍摄来确定衰减系数。在此对于运动的X射线源确定轨迹。在该轨迹上确定如下(例如等距的)位置，这些位置用于(数值地)确定通过探测器拍摄的投影的导数。对于这些确定的位置中的每一个确定多个采样位置(优选2个或3个)。运动的X射线源经过该轨迹，其中对于每个确定的采样位置进行一个投影的拍摄。在此，优选地以恒定的速度经过该轨迹。在速度恒定的情况下，优选地出现对于拍摄所使用的系统的小的机械负担。由此，对于治疗过程的恒定速度通常是最好的解决方案，因为由于小的机械负担可以更快地经过该轨迹。这又意味着，通常在按照本发明的方法中，在投影的拍摄之间发生不同的时间间隔(即在对应于相同多个确定的采样位置的相邻的拍摄时的时间间隔小于当相邻的拍摄不属于同样多个采样位置时的时间间隔)。获得的投影被用于关于轨迹数值地计算投影导数(Projektionsableitung)，其中，对于每个位置分别使用对于所属的多个采样位置所拍摄的投影。所计算的投影导数被用于借助用于确定对于对象的衰减系数的理论上精确的或近似的准则或公式的重建。在此，例如为了在重建之前借助精确的或近似的公式对投影进行预处理，可以设置其它步骤。对于这样的步骤的例子例如是重整(binning)和滤波。还可以这样互相连接数值地求导计算和重建的步骤，使得在反投影的开始之前不进行所有导数的完整的计算。然而在此可以是对于专业人员公知的、按照惯例视为按照本发明的教导的实施方式的措施。按照本发明的可使用的理论上精确的公式或数学准则例如可以通过US6771733B2的公式10对于特定的轨迹(螺旋形、圆形、线形、...)的变形来获得。但是本发明还可以被应用于近似的方法。例如层析X射线照相组合通常通过构建不是精确的(由于不完整的采样轨迹)，但是在那里还可以使用要求计算沿着轨迹的导数的重建方法。

在一些近似方法的情况下，以及在适合于数值转换的、理论上精确的、为了在三维中确定衰减系数用于重建的公知公式中，根据一个对由拍摄源经过的轨迹进行参数化的参数出现投影的导数。发明者意识到对于反投影该导数对这些公式的数值转换起重要作用。此时通过确定用于确定通过探测器拍摄的投影的导数的位置并且将它们与采样位置对应，可以通过合适地确定采样位置来优化数值上的导数的质量，由此，可以以总共更少的拍摄达到相同的质量。作为结果可以以相同的质量和对于患者是更少的辐射负担进行图像拍摄。

本发明还包括一种装置，借助其执行按照本发明的方法。该装置可以使用软件、硬件、固件或其组合，以实现本发明。在此，还可以借助相应的功能性软件模块来实现本发明的各个步骤。

附图说明

以下借助附图在实施例的范围内详细解释本发明。其中，

图1以示意图按照z方向示出了具有多行探测器元件的螺旋形CT设备；

图2示出了沿着z轴通过按照图1的设备的纵向剖面图；

图3示出了螺旋形的焦点和探测器运动的示意图；

图4示出了不同的拍摄草案(Aufnahmeprotokolle)。

具体实施方式

在图1和图2中示出了适合于执行按照本发明的方法的具有多行探测器的螺旋形CT设备。图1按照垂直于z轴的剖面示意性示出了机架1，机架1具有焦点2和同样旋转的探测器5(具有宽度B和长度L)，而图2示出了在z轴方向上的纵向剖面图。机架1具有X射线源，该X射线源具有其示意性示出的焦点2和位于该焦点之前的靠近源的射线光阑3。通过射线光阑3的限制，射线束4从焦点2出发射向相对的探测器5，该射线束穿过卧于其间的患者P。在焦点2和探测器5围绕z轴旋转期间进行采样，其中患者P同时在z轴的方向上运动。以这种方式在患者P的坐标系中形成对于焦点2和探测器5的螺旋形轨迹S，具有坡度或移动V，如在图3中在空间上并且示意性地示出的。

在对患者P的采样中通过数据/控制导线6将由探测器5采集的取决于剂量的信号传输到计算单元7。然后借助在示出的程序模块P₁至P_n中存储的公知方法，从测量的原始数据中以公知的方式计算患者的被采样的区域的空间结构的吸收值。按照本发明在此应用理论上精确的重建方法。

CT设备的其它操作和控制同样借助计算单元7和键盘9进行。计算的数据可以通过监视器8或者未示出的打印机进行输出。

通常有效采用的近似的和精确的方法(例如在US 6771733B2中的)要求计算沿着采样轨迹的导数。

在精确的三维重建方法中，基本上采用三种用于计算沿着采样轨迹的导数的方法，其在学术界以“Direct Scheme”、“Chain Rule Scheme”和“New Scheme”的名称公知(参见[1])。Direct Scheme执行简单并且提供良好的结果，只要沿着采样轨迹的采样率高。然而可以表明，Direct Scheme在太小的采样率的情况下不能提供可用的结果。Chain Rule Scheme一般地更适合于更小的采样率。但是这并不是无限制地适用。因为可以表明，Chain Rule Scheme在特定种类的采样轨迹、例如线性采样轨迹的情况下，表现得如Direct Scheme，并且因此在太小的采样率的情况下不能无限制地被采用。为了解决该问题，开发了新的方案，由此就是在小的采样率的情况下也能够实现可用的结果。根据现在的知识水平，新方案满足该要求。然而期待，在此更高的采样率产生更精确并且由此更好的结果，即使对于新方案的应用来说不一定必须这样。

本发明着眼于此。从恒定的采样出发，以便能够减少采样点的数量。为此确定在轨迹上的(优选等距的)点，对于其分别又确定多个采样点。(在此，轨迹的对于其计算导数的点，不一定与采样点中的一个一致。通常仅在每个多个有奇数个采样点的情况下是这样。)

与仅能够改变采样点的距离的通常的方案不同，此处可以设置至少三个参数，利用其能够优化采样点的数量与图像质量的关系，即，对于其计算导数的点的距离，每个导数计算采样点的数量和这些采样点的距离。结合图4示出了，这如何导致采样点的总数的减少。

图4的曲线A以任意采样轨迹的线性部分为例示出了通常的拍摄草案。这些点表示沿着采样轨迹的采样位置，从这些采样点拍摄投影。沿着采样轨迹两个相邻的采样位置的距离是恒定的。曲线B和C示出了按照本发明提出的拍摄草案的两种不同的变形。曲线A的拍摄草案作为基础，由此拍摄的投影的数量首先在曲线B中是在曲线A中的2倍并且在曲线C中是在曲线A中的3倍。在此，在图形B的拍摄草案中，在哪一侧插入新的采样位置是不重要的，并且采样位置可以与在曲线A中的偏移。曲线D和E示出了新的采样草案的两种不同变形，其中具有是曲线A中的采样率的三分之一采样率的拍摄草案作为基础。由此，拍摄的投影的数量在曲线D中比曲线A中减少了33％。在曲线E中拍摄的投影的数量相对于曲线A中的保持相同。在此，拍摄的投影的数量仅取决于作为基础考虑的拍摄草案。

本发明不限于在实施例中描述的情况。特别是可以考虑如在图4中示出的其它拍摄草案和作为螺旋形CT的其它应用(例如具有由圆形和线性构成的轨迹的CT成像)。

[1]F.Noo，S.Hoppe，F.Dennerlein，G.Lauritsch，and J.Hornegger：A NewScheme for View-Dependent Data Differentiation in Fan-Beam and Cone-BeamComputed Tomography；Physics in Medicine and Biology，Vol.52，Nr.17，S.5393-5414，2007