CN1206581A - 射线层析摄影方法和装置 - Google Patents

Abstract

为了使用相反的观测数据获得与静止图象接近的层析摄影图象,提供了一种射线层析摄影方法和装置,测量由射线束沿被检查者周围的多个观测方向产生的表示被检查者的投影数据;通过对由经过相反方向的相同路径透射的射线产生的投影数据单元进行加权运算计算出估算投影数据,使得以相对于被检查者的所需时段为中心进行加权;和根据估算投影数据生成一幅层析摄影图象。

Description

射线层析摄影方法和装置

本发明涉及一种射线层析摄影方法和装置，这种方法和装置经由若干路径透射的射线按序测量在被检查者周围的若干观测方向上对于被检查者的投影数据，并根据这些投影数据产生被检查者的一幅层析摄影图象。

射线层析摄影装置包括，例如，X-射线CT(计算机层析摄影)装置。在X-射线CT装置中，使用X-射线作为辐射。这种装置利用射线发射／探测装置扫描被检查者，即利用可在被检查者周围旋转的一个X-射线发射／探测装置分别测量相对于被检查者周围若干观测方向的被检查者的X-射线投影数据，并根据投影数据产生(即重构)一幅层析摄影图象。

由于X-射线CT装置的提速，一次扫描可以在0．8秒内完成。所以，根据产生的被检查者(即，病人)的呼吸监测信号，在身体运动较慢的时段，诸如具有最大吸气量和最大呼气量时，同步扫描被检查者，就可以产生肺部、腹部等受身体运动影响不大的身体部分的层析摄影图象。

当对运动的体内器官例如肺或心脏进行层析摄影时，需要通过使扫描时间尽可能地短来产生接近静止图象的层析摄影图象。实现这个目的的一种方法是半扫描技术。这种半扫描技术利用由射线束产生装置旋转半圈获得的图象信息重构一幅图象。

对于心脏等比呼吸运动速度快的器官，由于其运动幅度在甚至短至0．8秒的扫描时间范围内较大，传统的扫描技术无法提供令人满意的图象。因此，实际上使用了一种采用心脏门扫描技术的图象方法。

这种技术包括：在多次心脏搏动周期时间里对被检查者连续扫描多次，同时监测其ECG(心电图)信号；根据ECG信号将获得的投影数据按阶段分类；根据分类的投影数据重构各个阶段的心脏层析摄影图象。

但是，由于所获得数据的精度较低，这种半扫描技术不能提供足够高质量的图象。此外，在计算机层析摄影中，通常对利用相反方向辐射的射线束获得的彼此相反的观测数据进行适合的估算处理(例如内插处理)以提高图象质量，但是采用半扫描技术无法得到相反的观测数据，所以不可能进行这种处理以提高图象质量。

此外，当伴随着呼吸同步进行扫描时，在0．8秒，或者略短的扫描时间内难以完全避免身体运动的影响，所以并不总是能够产生具有令人满意图象质量的层析摄影图象。而且，心脏门扫描技术需要在多次心脏搏动周期时间里进行扫描，从而导致扫描时间增长，进而使被检查者在X-射线下暴露时间增加。

本发明的一个目的是提供一种射线层析摄影方法和能够实施这种方法的装置，所说的这种方法能够使用相反的观测数据获得接近静止图象的层析摄影图象。

根据第一方面，本发明提供了一种射线层析摄影方法，这种方法包括以下步骤：测量由射线束在被检查者周围若干观测方向上产生的被检查者的投影数据；通过对利用沿相反方向的相同路径透射的射线产生的投影数据的数据单元进行加权计算而计算出每一个观测方向上的估算投影数据，从而以相对于被检查者的各个时段为中心进行加权；根据估算的投影数据产生被检查者的层析摄影图象。

根据第二方面，本发明提供一种射线层析摄影装置，其包括：用于产生射线束的射线束产生装置；用于连续测量由射线束在被检查者周围的若干观测方向产生的表示被检查者的投影数据的测量装置；估算投影数据计算装置，其用于通过对由经由相反方向沿相同路径透射的射线束产生的投影数据的数据单元进行加权计算而计算出各个观测方向的估算投影数据；控制装置，其用于控制加权计算，从而以相对于被检查者的所需时段为中心进行加权计算；和图象生成装置，用于根据估算投影数据生成被检查者的层析摄影图象。

按照本发明的第一或第二方面，可取的是根据从被检查者身体获取的一个周期信号调整加权计算的开始时间，以获得适合时段的层析摄影图象。

如果例如被检查者的肺是待检查目标，则需要根据呼吸产生的周期信号控制加权计算。如果例如被检查者的心脏是待检查目标，则需要根据心脏脉动产生的周期信号控制加权计算。

在后一种情况，为了根据通过一次扫描测得的数据获得在任意心脏搏动阶段的层析摄影图象，可取的是在等于一次心脏搏动周期的时间里测量表示被检查者的投影数据，并且找准主要由心脏搏动的所需阶段加权的中心点。

此外，按照本发明的第一或第二方面，对于根据由被检查者产生的ECG信号加权的测量结果的图象信息采集处理可以执行多次以生成在心脏搏动的多个时段的层析摄影图象。

根据第三方面，本发明提供一种如第二方面所述的射线层析摄影装置，其中所说射线束产生装置产生平行射线束。

根据第四方面，本发明提供如第二方面所述的射线层析摄影装置，其中所说射线束产生装置产生扇形射线束。

根据本发明的第五方面，本发明提供如第二至第四方面所述的射线层析摄影装置，其中估算投影数据计算装置根据采集彼此相反的投影数据的时段和所需时段通过线性内插和外插法执行加权计算。

根据第六方面，本发明提供如第二至第五方面所述的射线层析摄影装置，其中用于所说控制装置的所需时段为被检查者最大呼气量的时段。

根据第七方面，本发明提供如第二至第六方面所述的射线层析摄影装置，其中用于所说控制装置的所需时段是由被检查者的心脏搏动的一个周期中的若干点限定的。

根据第八方面，本发明提供如第二至第七方面所述的射线层析摄影装置，该装置还包括：用于根据与围绕被检查者的半圈观测方向相当的若干观测方向的投影数据产生被检查者的层析摄影图象的第二图象产生装置；用于选择图象生成装置或第二图象生成装置以生成一幅层析摄影图象的选择装置。

根据第九方面，本发明提供如第二至第八方面所述的射线层析摄影装置，其中用于所说控制装置的所需时段是根据以被检查者的心搏周期为间隔的若干点、和由图象生成装置产生并且对应于一致表示被检查者体内不同位置的多个时段的若干层析摄影图象确定的。

按照本发明第一至第九方面中任一方面，可取的是所说射线为X-射线，因为现实中用于产生、探测和控制X-射线的装置是最广为应用的。

根据本发明，能够缩短有效的扫描时间，因为在对由通过相反方向沿相同路径透射的射线产生的一对投影数据执行加权计算时，可以将待检查的体内周期运动器官的所需运动阶段调整为中心加权的。这样能够在比实际的扫描时间短的有效扫描时间里达到较高的图象质量。

换句话说，通过以下步骤能够获得待检查体内器官在所需时段的接近静止图象的层析摄影图象，即，连续地测量由射线束在被检查者周围的若干观测方向产生的表示被检查者的投影数据；通过对由经由相反方向沿相同路径透射的射线产生的投影数据的数据单元执行加权运算而计算出估算投影数据使得所需时段是中心加权的；以及根据估算投影数据生成一幅层析摄影图象。因此，实现了一种射线层析摄影方法和装置，这种方法和装置具有与缩短扫描时间等效的作用。就是说，根据本发明，一次全扫描确保足够的数据精度，并且可以对相反的观测数据进行估算，此外，通过获得与限定较短的成象时间等效的作用可以生成接近静止图象的一幅层析摄影图象。

通过以下参照附图解释的本发明优选实施例可以更加清楚地了解本发明的其它目的和优点。

附图简介

图1为根据本发明的一个实施例构成的一种装置的方块示意图。

图2为根据本发明的一个实施例构成的装置中探测器阵列的示意图。

图3为根据本发明的一个实施例构成的装置中X-射线发射／探测装置的示意图。

图4为根据本发明的一个实施例构成的装置中X-射线发射／探测装置的示意图。

图5为表示当使用扇形X-射线束时观测角度与观测数据之间关系的示意图。

图6为表示当使用扇形X-射线束时观测角度与观测数据之间关系的示意图。

图7为解释加权因子、机架角度和信道角度之间关系的示意图。

图8为表示根据本发明的一个实施例构成的装置中用于估算的加权因子形状的曲线图。

图9为表示根据本发明的一个实施例构成的装置的操作过程的流程图。

图10为表示根据本发明的一个实施例构成的装置中呼吸监测信号的一个实例的曲线图。

图11为表示根据本发明的一个实施例构成的装置中呼吸监测信号与扫描时段之间关系的一个实例的示意图。

图12为表示根据本发明的一个实施例构成的装置中ECG信号与图象重构时段之间关系的一个实例的示意图。

图13为表示根据本发明的一个实施例构成的装置中加权因子与心脏搏动之间关系的一个实例的示意图。

图14为表示根据本发明的一个实施例构成的装置的操作过程的流程图。

图15为表示根据本发明的一个实施例构成的装置中加权因子与心脏搏动之间关系的一个实例的示意图。

图1为一种X-射线CT装置的方块示意图。这种装置是根据本发明构成的一个实施例。它的构造表示本发明的一个实施例。它的操作表示本发明的另一个实施例。(构造)

如图1所示，该装置包括一个扫描机架2、一个成象台4、一个操作人员控制台6和一个周期运动监视器10。

扫描机架2上安装有一个用作射线源的X-射线管20。从X-射线管20中发射出来的X-光(未示出)由一个准直光管22形成，例如，扇形X-射线束(即扇形束)，并辐射到一个探测器阵列24。X-射线管20和准直光管22为本发明的射线束产生装置的一个实例。探测器阵列24具有沿扇形X-射线束宽度方向设置的若干X-射线探测单元。下面介绍探测器阵列24的详细构造。

X-射线管20、准直光管22和探测器阵列24构成一个X-射线发射／探测装置。下面介绍其详细结构。探测器阵列24与数据采集部分26相连。数据采集部分26采集由探测器阵列24中的各个X-射线探测单元探测的数据。

X-射线管20中X-射线的发射由一个X-射线控制器28控制。在附图中，没有示出X-射线管20与X-射线控制器28之间的连接关系。

准直光管22利用一个准直光管控制器30调节。在附图中，没有示出准直光管22与准直光管控制器30之间的连接。

X-射线管20-准直光管控制器30安装在扫描机架2中的一个转动部分32上。转动部分32的转动由一个转动控制器34控制。在附图中，没有示出转动部分32与转动控制器之间的连接。

成象台4承载着一位被检查者(未示出)进入／退出扫描机架2中的一个X-射线辐照空间。下面描述被检查者与X-射线辐照空间之间的关系。

周期运动监视器10检测位于成象台4上的被检查者的一种生命活动信号，例如呼吸信号或者ECG信号。这种生命活动信号是本发明的周期信号的一个实例。

操作者控制台6包括一个CPU(中央处理器)60，例如一台计算机。CPU60与一个控制接口62相连。控制接口62与扫描机架2和成象台4相连。

CPU60借助于控制接口62控制扫描机架2和成象台4。设置在扫描机架2中的数据采集部分26、X-射线控制器28、准直光管控制器30和转动控制器34利用控制接口62进行控制。在附图中，没有示出这些部分与控制接口62的单独连接。

CPU60还与一个数据采集缓存器64相连。数据采集缓存器64与数据采集部分26和周期运动监视器10相连。在数据采集部分26采集的数据和周期运动监视器10的输出信号传送到数据采集缓存器64中。数据采集缓存器64临时存储这些传输数据。

CPU60还与一个存储器66相连。该存储器66存储各种数据、重构图象、程序等等。

CPU60还与显示器68和一个操作装置70相连。显示器68显示从CPU60传送的重构图象和其它信息。操作装置70由一个操作者操纵，用于向CPU60传送各种命令和信息。

在该实施例中，虽然仅仅描述了其中射线束产生装置产生扇形束的一种装置，但是如下所述，本发明也很容易利用其中射线束产生装置产生平行束的一种装置实施。

图2示意性表示用于探测从X-射线源发出的扇形束的探测器阵列24的构造。探测器阵列24构成一个多信道X-射线探测器，其中多个(例如1000个)X-射线探测单元24(i)设置成弧形。符号“i”表示信道编号，例如i=1，…，1000。

X-射线探测单元24(i)为固态探测器，例如闪烁体或半导体X-射线探测器。应当理解，还可以使用利用一种离子化气体如氙气(Xe)的离子室型探测器。

图3表示X-射线发射／探测装置中X-射线管、准直光管22和探测器阵列24之间的相互关系。图3(a)为正视图，图3(b)为侧视图。如图所示，从X-射线管20中发出的X-射线由准直光管22形成扇形X-射线束40，并照射到探测器阵列24上。在图3(a)中，表示了扇形X-射线束的扩展程度，即宽度。在图3(b)中，表示了X-射线束40的厚度。

穿过X-射线管20的焦点和扫描机架2的旋转中心300的一条虚线400限定了一条角坐标轴。角坐标轴400延伸达到探测器阵列24的中心。由将X-射线管20的焦点与各个X-射线探测单元24(i)相连的各条虚线与角坐标轴400所形成的每个角度被称为信道角γ。在探测器阵列24的中央X-射线探测单元24(I／2)处信道角γ为0。在X-射线探测单元24(1)，即附图中最左边的探测器单元24处的信道角为+γ_m，在X-射线探测单元24(I)，即附图中最右边的探测器单元24处的信道角为-γ_m。由于信道编号i与信道角γ具有一一对应的关系，下面将X-射线探测单元24(i)表示为X-射线探测单元24(γ)。

将被检查者送入，使被检查者身体轴线与X-射线束40的扇面相交。这种情形表示在图4中。如图所示，一位躺在成象台4上的被检查者8被送入，使被检查者身体轴线与X-射线束40的扇面相交。由X-射线束40切片形成的被检查者8的投影图象投影到探测器阵列24。在被检查者8的等角点处X-射线束40的厚度为被检查者8的切片厚度th。切片厚度th由穿过准直光管22的一个X-射线孔径决定。

包括X-射线管20、准直光管22和探测器阵列24的X-射线发射／探测装置围绕被检查者8的身体轴线转动，并保持它们之间的相互关系。每次扫描转动时在一组(例如1000个)观测角度采集表示被检查者8的投影数据。

每个观测角投影数据单元的数量等于探测器阵列24信道的数量，例如为1000。各个信道的投影数据单元表示从X-射线管20的焦点照射到该信道的透射X-射线的强度。所以，采集到由例如1000条沿不同路径行进的X-射线形成的投影数据。

投影数据的采集是利用由探测器阵列24、数据采集部分26、数据采集缓存器64构成的一个系统实施的。X-射线管20、准直光管22、探测器阵列24、数据采集部分26和数据采集缓存器64为本发明的测量装置的一个实例。

现在参照图5解释测量投影数据的观测角。由角坐标轴400和例如X-射线发射／探测装置转动达到的一个角位置处的一条垂直轴形成的角度θ被称为观测角。但是，除了位于该垂直轴上的位置以外，测量观测角θ的原点可以取任何适合的位置。

由信道角γ的X-射线探测单元24(γ)在观测角θ获取的数据表示为D(γ，θ)。例如，如果γ=0，则数据表示为D(0，θ)；如果γ=+γ_m，则数据表示为D(+γ_m，θ)；如果γ=-γ_m，则数据表示为D(-γ_m，θ)。

每个观测数据都存在相反的观测数据，这种情况表示在图6中。例如对于在图6(a)中所示的数据D(+γ_m，θ)，其相反的观测数据为在观测角θ’=θ+π+2(+γ_m)处测得的数据D(-γ_m，θ’)，如图6(b)所示。这些数据D(+γ_m，θ)和D(-γ_m，θ’)为利用沿相反方向穿过相同的成象空间区域的X-射线获取的投影数据。

类似地，对于其它各个信道也存在相反的观测数据。一般来说数据D(γ，θ)的相反观测数据为D(-γ，θ+π+2γ)。由于彼此相反的观测数据是从不同的观测角度，即在扫描机架2的不同转动位置处获取的，所以它们的数据采集时间点是不同的。

CPU60找出在数据采集缓存器64中取得的投影数据各自的相反观测数据。CPU64还使用一对彼此相反的观测数据单元通过加权运算计算出估算投影数据。CPU60为本发明中估算投影数据计算装置的一个实例。而且，CPU60还是本发明中控制装置的一个实例。估算投影数据的计算是使用，例如下列公式进行的：

这个公式表明对于成对的相反观测数据单元进行的加权运算给出用于产生在已经中心加权的所需时段的层析摄影图象的估算投影数据。

在以上公式中，D(γ₁，θ₁)和D(γ₂，θ₂)为一相反数据对，信道角γ₁与γ₂，以及θ₁与θ₂之间的关系如下式所示：

图7(a)-(d)表示如何根据机架转动角和信道角γ确定加权因子w(γ，θ)。在该实施例中，观测数据和它的相反数据经过加权，即乘以加权因子，从而使它们与在产生各个数据时从角位置π到辐射源位置的接近程度比例化。

将加权因子归一化，使得观测数据加权因子与其相反观测数据加权因子之和等于1。例如，当辐射源放置在如图7(a)所示的角位置θ时，其相反的观测角度为θ+π+2γ，加权因子表示为：

当辐射源放置在如图7(b)所示的角位置θ时，其相反观测角度恰好位于角位置2π，对于这个角位置可以推导出不同形式的加权因子公式。

当辐射源放置在如图7(c)所示的角位置θ时，加权因子由下式给出：

当辐射源位于如图7(d)所示的角位置θ时，加权因子由下式给出：因此，用于估算运算的加权因子w(γ，θ)由下式给出：

按照公式(7)求出加权因子w(γ，θ)，相反观测数据的加权因子w(γ₁，θ₁)和w(γ₂，θ₂)之和总是1。以图6所示相反观测数据对D(+γ_m，θ)和D(-γ_m，θ’)为例，其中加权因子由下式给出：

实际上它们的和为：

对于任何其它的相反观测数据对也得到相同的结果。

图8以数据D(0，θ)为例表示了在扫描机架2转动一周，即在观测角从0变化到2π的过程中加权因子w(γ，θ)的变化。图8表示当产生在θ=π位置的层析摄影图象时，数据D(0，θ)的加权因子w(γ，θ)的变化。换句话说，图8表示给出γ=0，即构成扇形束的许多射线束中的中心束的加权因子的函数，当机架转动角增大180度时，总是产生其相反束。这同样适于射线束产生装置产生平行束的情况。当X-射线发射／探测装置包括平行束产生装置时，加权因子应用于所有射线束。

如图所示，当θ=0时，加权因子w(γ，θ)为零，当θ=π时，加权因子线性增大到“1”，然后当θ=2π时，线性减小到“0”。

就是说，加权因子具有这样的曲线形状，使得当观测角θ=π时，数据具有最大加权，在这个观测角之前和之后的观测角获得的数据分别具有以观测角θ=π为中心对称减小的加权。采用这种加权因子的估算运算给出主要在θ=π加权的数据。投影数据的估算包括根据相反观测数据的结合采用内插和外插技术。

由于观测角θ表示扫描机架2的转动时段，假定机架转动以恒定角速度进行，则可以用时间轴t代替横坐标轴θ。在这种情况下，θ=0，π和2π分别对应于t=0，T／2和T，其中T为扫描时间。

如上所述，并且根据本发明装置执行的加权处理，可以获得主要在转动角θ=π，即T／2位置加权的数据曲线，通过根据与以，例如，上述转动角为中心的FWHM(半高全宽)的数据等价的数据重构图象给予加权处理可以适当地评估图象质量。在这种情况下，可以从概念上认为FWHM对应于螺旋扫描的有效切片厚度，可以将其用于以加权处理评估图象质量。(操作)

现在介绍本发明装置的操作。图9为该装置的工作流程图。该装置响应操作者通过操作装置70输入CPU60的命令开始操作。然后，在CPU60控制下进行操作。

首先，在步骤800开始对被检查者进行呼吸监测。

然后，在步骤802进行外部信号输入，在这个步骤中，将呼吸信号从周期运动监视器10传送到CPU，并通过CPU60显示在显示器68上。于是如图10所示在显示器68上显示表示最大吸气和最大呼气的时段的呼吸信号波形。操作者根据显示的波形确定被检查者8的呼吸运动。

操作者借助于例如操作装置70输入一个适当的阈值以鉴别最大呼气时段。通常认为处于最大呼气量时被检查者包括体内器官在内的状态最接近静止状态。应当理解，可以将用于鉴别最大吸气时段的一个值定义为该阈值。

当呼吸信号幅值与阈值相交时，在步骤804产生一个扫描开始触发信号。

根据扫描开始触发信号，在步骤806开始扫描，在步骤808发射X-射线，在步骤810进行数据采集。

在步骤812对获得的数据进行预处理之后，如上所述在步骤814利用一对相反观测数据单元计算估算投影数据。

在步骤816，根据估算投影数据进行图象重构，在步骤818显示并存储重构图象。

由于上述估算投影数据具有以T／2时段为中心加权的分布形状，可以利用扫描机架2以T／2时段为中心的实际扫描时间的一半时间内有效获得的数据进行图象重构。图11中示例性地表示了这种关系。如图所示，当在最大呼气时段的一段扫描时间T对被检查者8进行扫描时，可以认为等于加权因子分布的FWHM的一段时间T／2为对应于螺旋扫描的有效扫描切片厚度的有效扫描时间。

例如，当扫描时间为0．8秒时，有效扫描时间为0．4秒。因此，可以几乎不受被检查者8的呼吸运动影响地获得层析摄影图象。

如果使用心电图仪代替呼吸监视器作为周期运动监视器10，能够以与上述相似的方式获得在所需的心脏搏动时段的层析摄影图象。心脏搏动时段通过为ECG信号指定适合的阈值等进行确定。

上述实施例包括以下步骤：控制加权运算，使得在机架的一周转动过程中的所需时段基本经过加权处理；使该时段与被检查者的体内器官运动相对较慢的时段重合；主要在所说运动相对较慢时段获取图象信息；生成与被检查者体内器官的静止图象接近的一幅图象。上述图象信息采集程序可以以预定的间隔在多个时段进行，可以用于连续地观测体内器官的运动。就是说，在例如两次心脏搏动时间里进行连续扫描以采集多周转动的数据。

在这些采集的数据中，与第一个360°中的数据等价的数据S1，如图12示例性表示的，可以通过根据从一对相反观测数据单元得到的估算数据进行图象重构而用于获得一个时段的层析摄影图象。类似地，可以以与上述相同的方式适当地移动一个覆盖360°的范围连续地处理数据S2-S6以获得各个时段的图象。

尽管在这种情况下对被检查者8连续扫描，但是对于被检查者的X-射线照射大大低于传统的心脏门扫描技术，因为扫描时间最多相当于两次心脏搏动。

如果在多个切片位置连续地进行如图12所示的扫描和图象重构过程，可以在每个切片位置摄取各个时段的层析摄影图象。在这种情况下，例如，可以使用ECG信号中的R波(形成最大峰值的波形)作为扫描触发信号以便于使多个切片的时段对准。对于多个切片在一个相同的时段的层析摄影图象可以用于构成任意切片的重构图象或者在各个时段的一幅三维图象。

通过调整扫描机架2的转动部分32的转动速度，可以使扫描时间T等于一次心脏搏动的时间(即，一个周期)，这个时间通常为1秒。在这种情况下，如图13示例性表示的，可以通过一次扫描获取心脏搏动的一个周期内所有时段的观测数据。由于在扫描中第一次和最后一次观测的心脏搏动时段是相同的，所以采用心脏搏动时段使得一个周期保持连续性。

由于心脏搏动时段的这种周期性质，具有最大加权的一个中心位置(下文中称之为中心加权位置)可以位于如实线所示的扫描转动位置(θ=π)的一半位置处，或者如点划线所示位于任一角位置(θ=θ_c)，使加权因子分布根据角位置周期平移，而不会造成估算运算的不一致。

所以，通过使中心加权位置与运动较慢时段，例如心脏的舒张时段对准，可以获得其中该时段的观测数据具有最大加权的重构图象，因此可以获得受到运动影响不大的心脏层析摄影图象。

此外，通过使中心加权位置与所需的心脏搏动时段对准，可以获得该时段的层析摄影图象。但是，在对应于快速运动的时段的图象质量不可避免地要降低。在将中心加权位置定位时，可取的是选择例如ECG波形中的R波作为基准位置，因为这个基准位置是比较清晰的。或者，可以利用一次扫描时间中的一个相对时间限定该中心加权位置。

图14为表示当如上所述对心脏成象时本发明装置的操作流程图。如图所示，首先在步骤800’测量心搏率。心搏率是根据从周期运动监视器10如一个心电图仪输出的信号测量的。然后根据所测得的心搏率求出一次心脏搏动的平均时间等信息。

接着，在步骤802’确定最佳扫描时间。例如，可以将该最佳扫描时间确定为等于所说一次心脏搏动的平均时间。

然后，在步骤804’确定加权因子和对准中心加权位置的一个心脏搏动时段。

在步骤806’，开始扫描。扫描在步骤802’中确定的最佳扫描时间进行。之后，根据如图9中流程图所示相同的过程进行对被检查者8的扫描、重构层析摄影图象、显示重构图象等。于是，在例如等于一次心脏搏动时间的时间里进行一次扫描，并获得在步骤804’所确定的心脏搏动时段的心脏层析摄影图象。

在采集到数据之后，可以通过平移中心加权位置，再次对存储在存储器66中的一次扫描的观测数据进行图象重构，以获得在另一个时段心脏的另一幅层析摄影图象。如果必要的话，通过连续平移中心加权位置重构图象，可以根据一次扫描的观测数据随意地获得各个时段的心脏层析摄影图象。如果将包含快速运动部分的观测数据排除，可以实施采用对应于半次扫描的观测数据的分段重构技术代替上述减少有效扫描时间的图象重构技术来重构图象。就是说，可以根据用途选择对于所获得的层析摄影图象采用减少有效扫描时间的图象重构技术和使用半次扫描观测数据的分段重构技术中的哪一种，并且根据选择结果进行图象重构。

可以使用更为简便的仪器，如多用测量仪(Plusimeter)代替心电图仪测量心搏率。在这种情况下，无法根据ECG波形的R波确定心脏搏动时段(中心加权位置)。但是，通过获得在一次扫描时间内适当限定的多个中心加权位置的重构图象并选择适合的图象可以生成适合的图象。

在不使用心电图仪的情况下，由于无法进行与ECG波形同步的扫描，所以，当采用多片层扫描技术对心脏的多个片层进行成象时，在每次扫描开始时的心脏搏动时段变为不同的。因此，如图15所示，例如对于切片1和2的扫描在不同的心脏搏动时段开始。但是，两者的扫描时间仍然是一个心脏搏动周期T。

如果将利用这种多片层技术获得的观测数据的中心加权位置限定为各个扫描时间内相同的相对时间，则在心脏搏动时段中各个片层的层析摄影图象是不同的，从而导致不便于观察所有从第一个到最后一个片层。

于是，如图15示例性表示的，如果片层1的层析摄影图象是在限定为扫描时间里的一个相对时间t_c的中心加权位置重构的，则在n次(n为自然数)搏动之后扫描的片层2的中心加权位置限定为对于片层1所限定的中心加权位置t_c之后的一个时间nT。

由于对应于片层1的相对时间t_c的位置的心脏搏动时段在每个时间T内重复出现，所以在相对时间t_c之后的时间nT的时段与在相对时间t_c的时段相同。因此，根据限定在上述时间点的中心加权位置可以获得与片层1相同的心脏搏动时段的层析摄影图象。

此外，通过根据心搏率的测量值以相同方式限定与上述片层连续的片层的中心加权位置，可以生成所有片层在同一心脏搏动时段的层析摄影图象。

尽管以上的描述是针对采用X-射线作为辐射射线的情况进行的，但是，所用射线并不局限于X-射线，而可以是任何其它种类的射线例如γ-射线。但是，由于现实中用于产生、探测和控制X-射线的装置最为普遍，所以X-射线是目前较为可取的。

在不脱离本发明的构思和范围的前提下可以构成本发明的许多极为不同的实施例。应当理解，本发明并不限于在说明书中所述的具体实施例，而只受到所附权利要求书的限制。

Claims (9)

1．一种射线层析摄影方法，该方法包括以下步骤：

测量由射线束沿被检查者周围的多个观测方向产生的表示被检查者的投影数据；

对于所述多个观测方向的每一个，通过对由经过相反方向沿相同路径透射的射线产生的投影数据单元进行加权运算计算出估算投影数据，使得以相对于被检查者的所需时段为中心进行加权；和

根据估算投影数据生成一幅层析摄影图象。

2．一种射线层析摄影装置，该装置包括：

射线束产生装置，用于产生射线束；

测量装置，用于连续测量由射线束在被检查者周围的若干观测方向产生的表示被检查者的投影数据；

估算投影数据计算装置，用于通过对由经过相反方向的相同路径透射的射线束产生的投影数据的数据单元进行加权计算而计算出各个观测方向的估算投影数据；

控制装置，用于控制加权计算，从而以相对于被检查者的所需时段为中心进行加权计算；和

图象生成装置，用于根据估算投影数据生成被检查者的层析摄影图象。

3．如权利要求2所述的一种射线层析摄影装置，其特征在于所说射线束产生装置产生平行束。

4．如权利要求2所述的一种射线层析摄影装置，其特征在于所说射线束产生装置产生扇形束。

5．如权利要求2所述的一种射线层析摄影装置，其特征在于所说估算投影数据计算装置根据其中获取的投影数据彼此相反的时段和所需时段通过线性内插／外插方法进行加权计算。

6．如权利要求2所述的一种射线层析摄影装置，其特征在于用于所说控制装置的所需时段为被检查者处于最大呼气状态的时段。

7．如权利要求2所述的一种射线层析摄影装置，其特征在于用于所说控制装置的所需时段限定为被检查者一个心脏搏动周期内的多个点。

8．如权利要求2所述的一种射线层析摄影装置，其特征在于它还包括：

第二图象生成装置，用于根据与围绕被检查者的半周转动等价的多个观测角度的投影数据生成被检查者的一幅层析摄影图象；和

选择装置，用于选择所说图象生成装置或所说第二图象生成装置以产生一幅层析摄影图象。

9．如权利要求2所述的一种射线层析摄影装置，其特征在于用于所说控制装置的所需时段限定为以被检查者的心搏周期为间隔的多个点，由所说图象生成装置生成并且对应于相同的多个时段的一组层析摄影图象表示被检查者的不同部位。

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