CN1895174A - 分布照射心脏ct成像 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种混合从相邻的部分扫描中采集数据的方法和系统。以一系列分段或部分扫描(124，128)的方式从成像容积(122)采集数据。每个部分扫描(124，128)采样一部分成像容积(130，126)。在重建期间，将来自部分扫描(124，128)的数据进行组合以便补偿在任何部分扫描中单独进行的成像容积(122)的未采样的区域(126，130)。

Description

分步照射心脏CT成像

技术领域

本发明一般涉及诊断成像和，更具体地，涉及一种利用一系列的部分扫描来采样图像容积和在图像重建过程中进行图像混合的心脏CT成像的方法和装置。

背景技术

向心脏运送血液的血管变窄或收缩是导致心脏疾病发作的众所周知的原因而如果没有进行治疗能够导致突然死亡。在这种狭窄的血管中，已经知道紧邻收缩处的下游区域表现为快流速和/或复杂的形式。通常，运送血液向器官供给的血管变窄在好的情况下将会最终导致危及所涉及的器官的功能，在最坏的情况下最终会导致器官衰竭。定量流动数据能够容易地帮助诊断和管理患者并也可以帮助基本了解疾病的进展。有许多技术可以用于测量血流，包括在投影和计算机断层摄影(CT)中使用造影剂的射线照相成像的基于成像的方法，超声，和核医学技术。射线照相成像和核医学技术经常需要使用电离辐射和/或造影剂。有些方法涉及对流动特性进行假设，该假设不需要在体内是真实的，或不需要有关血管横截面面积或流动方向的知识。

CT是获取血流和其它心脏数据的技术之一。典型的，在CT成像系统中，x射线源向受检者或目标发射扇形束或锥形束。在下文中，提到“受检者”将包括任何能够被成像的事物。该束被受检者衰减后，撞击到辐射检测器阵列上。检测器阵列接收的衰减后的辐射束强度典型地取决于受检者对x射线束的衰减。每一个检测器阵列的检测器元件产生表示由每个检测器元件接收的衰减光束的独立电信号。将电信号传送到数据处理系统用于分析最终产生一个图像。通常，x射线源和检测器阵列围绕门架(gantry)在一个成像平面内旋转并围绕受检者旋转。x射线源典型地包括x射线管，其在焦点处发射x射线束。x射线检测器典型地包括用于准直检测器接收的x射线束的准直器，相邻准直器用于将x射线变成光能的闪烁体，和用于从邻近的闪烁体接收光能并由其产生电信号的光电二极管。典型的，闪烁体阵列的每个闪烁体把x射线转换为光能。每个闪烁体发射光能给其邻近的光电二极管。每个光电二极管检测光能并产生相应的电信号。然后将光电二极管的输出传送到数据处理系统用于图像重建。

CT成像越来越多地用于心脏成像。这种用CT进行心脏成像的增长主要以目前CT系统可能的相对快的扫描速度和多层数据的采集为基础。如果不是更快的话，现在传统的CT系统能够支持每次门架旋转为0.35秒。实际上，在过去的十年中，在时间分辨率方面有接近三倍的改进。多层CT采集也促进了用于心脏相关的诊断的心脏CT成像的提升。现在CT系统能够进行相当多数量的多层采集。

心脏CT成像的一种应用是冠状动脉成像(CAI)。CAI的目的是捕获图像并因此可视化心脏的脉管系统以便检查脉管变窄、疾病、或异常。CAI经常被心脏病专家、放射专家、和其他医师用于检查心肌的动态运动以便检查异常情况。为了可视化小血管的变窄或收缩，CT扫描必须具有高时间分辨率以便“冻结”心脏在血管内和围绕血管的运动还要具有高空间分辨率以便精确地描述所检查的血管的大小。

为了改善时间分辨率，典型地在用心电图(ECG)监护仪采集的患者心电图(ECG)信号的辅助下开展CAI研究。ECG监护仪利用安放在患者胸部、臂、和腿上的电极记录心脏的电活动。ECG监护仪通常用于提供关于心率、心律、对心脏的血供充足、心脏疾病发作的表现、心脏扩大、心包炎、和药物与电解质对心脏的效果的信息。ECG信号也可以用于提供心脏相位数据以便使从心脏采集CT数据与心脏的相位活动同步。更具体地，在CT扫描过程中CT系统利用ECG信号在心搏周期的同一相位期间一致地采集数据。这样减少了伪影。

在传统的螺旋CAI扫描中，平台以相对慢的速度，即低螺距，连续地输送患者以便确保整个心脏容积被正确地覆盖。这在图1中示出了，其中以时间的函数的方式描绘了检测器行的位置。如图所示，心搏周期被水平虚线2分隔开。实斜线4描绘了检测器行位置。这些线上的每个点表示在某个z位置和具体时刻(因此一个具体的投影角度)收集的一个单行投影。z轴沿成像平台的长度延伸，如图2所示。为了简化图形，示出了四行系统。阴影块6表示用于心脏图像的重建窗。因此，这些块6描绘了独特的一组时间间隔和z位置。每个块6的宽度表示在z方向的容积，该z方向可被对应于一个具体心搏周期的重建覆盖。邻近组的重建仅在心脏到达下一个心搏周期的同样的心脏相位之后发生。如果没有正确选择门架速度和螺旋螺距的组合，整个心脏容积在重建的图像中不会均一地覆盖。例如，如果平台传送太快(螺旋螺距太高)，在邻近的容积之间就会有间隙8。虽然小的间隙能够通过图像空间内插来填充，更大的间隙将会导致在容积再现图像中的不连续和伪影。这在考虑到典型患者的心率变异性时尤其成问题。

传统的CAI研究典型地在螺旋螺距为0.1到0.4之间开展。这样的螺旋螺距通常用于解决关于时间的最坏情况的场合，即在特殊的心率上确保全部容积覆盖用于给定的重建。由于暴露在x射线辐射的区域很高程度的重叠这变成对患者更高的剂量。即，由于典型的螺旋扫描x射线连续地投射向受检者，这些重叠区域与暴露在x射线辐射的多重曝光的区域对应。为了减少在CAI研究期间对患者的剂量，已经开发了多种剂量降低技术。其中的一种技术中，调节x射线管的电流以便该电流减少到在每个心搏之间限定的重建窗之外。虽然这些技术有利地减少了剂量，心脏成像还是CT应用中x射线剂量最高的应用之一。

为在心脏CT中减少x射线剂量提出的一种方案通常称为“半扫描”。使用半扫描成像，数据采集过程被分为多个半扫描，其中每个半扫描采样大约一个采样容积的一半。但是，典型地，每个半扫描有与相邻的半扫描基本重叠的空间覆盖。结果，为了保持图像的保真度虽然减少了剂量但并不显著。

因此，需要设计一种心脏CT成像装置和方法进一步减少x射线剂量以及改善CT图像的时间和空间分辨率。还需要有一种方法和系统执行具有减少的相邻部分扫描的重叠空间覆盖的部分扫描采集，以便增加在数据采集期间受检者剂量的减少量。

发明内容

本发明涉及一种克服了上述缺陷的心脏CT成像的方法和装置。

本发明包括一种成像方法，利用该方法将受检者渐增地传送通过多个不连续的扫描位置用于从受检者的心脏区域采集CT数据。在这个方面，受检者不被传送到下一个扫描位置除非在当前位置采集了有效或可接受的数据。同样的，本发明在数据采集期间考虑了例如心律失常的心脏不规律。即，如果检测到一个异常的现象，不将受检者传送到下一个扫描位置。相反，在下一个心搏周期期间，在当前扫描位置重新采集数据。本发明还可应用于其它生理门控采集，例如呼吸门控CT成像。

本发明还包括重建技术，通过该技术在一系列的部分或分段扫描中对成像容积进行采样。每个部分扫描采样少于全部成像容积。在重建期间，来自相邻部分扫描的数据用于补偿在任何部分扫描中单独发生的成像容积的未采样部分。

因此，根据一个方面，公开了一种CT扫描器，并包括设置成能投射x射线到待扫描受检者的x射线源和设置成能检测由x射线源投射并由受检者衰减的x射线的x射线检测器组件。该CT扫描器还包括计算机，该计算机编程为能够在一对相邻的部分扫描中限定待成像的成像容积并导致从少于第一部分扫描的全部成像容积中采集第一组CT数据。计算机进一步编程为能够导致从少于第二部分扫描的全部成像容积中采集第二组CT数据，并将第一和第二组CT数据组合为一个具有成像容积的空间覆盖的合成数据集。然后计算机从合成数据集重建成像容积的CT图像。

根据本发明的另一个方面，一种CT成像方法，包括限定CT数据要采集的成像容积的步骤，和传送待扫描受检者到达多个不连续的扫描位置中的一个。该方法进一步包括当受检者定位在一个不连续扫描位置时，以一系列分段的扫描从成像容积重复采集CT数据，并将该一系列分段扫描采集的CT数据混合为一个用于重建的单个数据集。

根据另一个方面，本发明包括具有计算机程序存储于其上的计算机可读存储介质并表示一组指令，当该指令被计算机执行时，导致计算机在第一半扫描中采集第一组心脏门控CT数据，而在第二半扫描中采集第二组心脏门控CT数据，其中从与采集第一组心脏门控CT数据的采样区域的另一个部分相邻的一个采样区域的一部分捕获该第二组心脏门控CT数据。使计算机进一步将第一组心脏门控CT数据与第二组心脏门控CT数据进行比较，以便确定一个加权函数并用该加权函数对第一组心脏门控CT数据加权。然后计算机将加权的第一组心脏门控CT数据与第二组心脏门控CT数据组合，用于采样区域的图像重建。

通过下面详细的说明和附图将清楚本发明的各种其它特点和优势。

附图说明

附图示出了一个目前期望的实施本发明的优选实施例。

图中：

图1是时间与用z表示的检测器行位置的曲线图，示出了传统心脏CT采集可能出现的覆盖间隙。

图2是引入本发明的CT系统的透视图。

图3是图2所示的系统的方框图。

图4是根据本发明的表示心脏CT数据采集步骤的流程图。

图5是根据本发明另一个实施例的表示心脏CT数据采集步骤的流程图。

图6是示范性的ECG信号的示意图。

图7是示出了根据本发明的另一个实施例的重叠的数据采集区域示意图。

图8是表示典型的示出了数据采集时间和相对特定的心搏周期内扫描延迟的ECG信号的示意图。

图9是示出了用传统方式顺序地扫描心脏的示意图。

图10是示出了根据本发明的一个实施例的非顺序地扫描心脏的示意图。

图11是示出了成像容积以一对互补半扫描被成像的示意图。

图12是表示根据本发明的部分扫描技术的步骤的流程图。

具体实施方式

参照图2和3，一个计算机断层(CT)成像系统表示为包括具有x射线源14的门架12，x射线源14向在门架12的相对一侧上的检测器阵列18投射一束x射线16。检测器阵列18由多个检测器20形成，其共同感测所投射的穿过患者22的x射线。在一个优选实施例中，检测器阵列18有64行检测器用于在一个单个门架旋转周期中采集64片层数据。每个检测器20产生一个表示一束撞击x射线和当其穿过患者22时衰减的光束强度的电信号。在采集x射线投影数据的扫描期间，门架12和安装在其上的部件绕旋转中心24旋转。

门架12的旋转和x射线源14的操作通过CT系统10的控制机构26来管理。控制机构26包括向x射线源14提供功率和定时信号的x射线控制器28，和控制门架12的旋转速度和位置的门架马达控制器30。在控制机构26内的数据采集系统(DAS)32从检测器20采样模拟数据并把该数据转换为数字信号用于随后的处理。如下面的描述，计算机36还从通过导线35连接到受检者的ECG33，以接收ECG信号以便采集受检者22的心脏数据。计算机36使ECG信号相关联以便确定心脏区域的相位。优选地，ECG仪器33在扫描开始之前获取患者的ECG记录，以便在心搏周期的峰值之间的静止时期能够定时地发生数据采集。在这些静止时期中，心脏相对静止，因此，优选在心搏周期的这些部分中发生数据采集以便在最终重建的图像中使运动伪影最小。图像重建器34从DAS32接收采样的并数字化的x射线数据并执行高速重建。重建的图像作为输入提供给计算机36，计算机36把该图像存储进大容量存储装置38中。

计算机36还通过带有键盘的控制台40从操作者接收命令和扫描参数。相关的阴极射线管显示器42允许操作者观察来自计算机36的已重建图像和其他数据。操作者提供计算机36使用的命令和参数，以便向DAS32、x射线控制器28、ECG监护仪33、和门架马达控制器30提供控制信号和信息。另外，计算机36操作控制电动平台46的平台马达控制器44，以定位患者22和门架12。具体地，平台46移动患者22的部分通过门架开口48。

本发明涉及由图2-3所示的系统或等同物可应用的心脏CT成像技术。

在传统的心脏CT成像中，使用螺旋扫描。因为有利地消除了内扫描延迟，螺旋扫描被广泛地使用。即，使用螺旋扫描，当受检者被平台输送穿过门架开口时，向受检者投影的x射线是连续的。结果，螺旋扫描一般不是非常适合生理学门控扫描，例如心脏成像，结果不能灵活地独立选择采集位置和时间。在螺旋扫描中，以恒定的速度移动或引导平台。当患者在数据采集期间出现心率变异时这就出现了问题。

现参照图4，将描述根据本发明的一个实施例的一种渐增地步进受检者通过多个不连续扫描位置的技术50。将针对心脏成像来描述该技术，但是可以应用在其他生理门控采集中。本领域熟练人员应该理解到图4所示的技术可以嵌入到由一个或更多CT系统处理器运行的计算机程序指令集中。另外，计算机程序可以存储在计算机可读存储介质上，例如CD，或嵌入在下载到CT系统的计算机数据信号内。

技术50用心脏CT扫描的指令在52开始。在这个方面，ECG监护仪的电极附着到受检者并且受检者正确地安置在平台上，该平台设计成移动受检者向前和向后通过在门架内限定的开口。基于在52识别的的指令，在54确定多个不连续扫描位置。例如，用于CAI研究，多个不连续扫描位置典型地为四或五个位置用于40mm检测器覆盖。即，典型地，受检者的整个心脏容积能在四或五个扫描位置被扫描。从56开始在整个采集过程中连续地从受检者采集ECG数据。如上所述，CT系统的计算机然后使ECG信号相关联以便确定受检者心脏运动的相位。在这个方面，优选地在扫描开始之前开始读取并分析受检者的ECG记录，以便数据采集能够在一个心搏周期的峰值之间定时地发生。在这些相对静止的时期里，心脏是静止的，并因此优选在心搏周期的这些部分中发生数据采集，以便是运动伪影最小。其后，扫描受检者于其上的平台被引导至第一扫描位置58。在那里，采集了心搏周期的特定相位的CT数据60。

一旦采集了受检者位于第一扫描位置时的心搏周期的特定相位的数据，就对采集的CT数据是否有效进行判断62。如果没有采集有效数据62、64，技术50回到步骤60重新采集受检者仍位于第一扫描位置时的心搏周期的特定相位的数据。然而，如果采集了有效的CT数据62、66，然后技术50进行到步骤68并决定是否保持另外的扫描位置68。如果是68、70，平台被引导至下一个扫描位置72，在该下一个位置处采集受检者位于该下一个扫描位置的心搏周期的特定相位的数据。然而，如果已经在所有的扫描位置采集了数据68、73，扫描终止在74并重建一个图像。

如上所述的技术50涉及通过使受检者渐增地传送通过多个扫描位置采集数据的方式从受检者的心脏区域采集门控CT数据。与传统的门控采集相反，平台运动是不连续的。即，将受检者定位在不连续的扫描位置，从受检者采集数据，对采集的CT数据是否有效进行判断，而，如果有效，将受检者传送到下一个不连续的扫描位置。如果采集的数据无效，那么受检者保持固定在目前的扫描位置并且重新采集数据。在这个方面，受检者不传送到下一个扫描位置直到在目前的扫描位置采集了有效的数据。

另外，在优选实施例中，射向受检者的x射线投影仅仅发生在数据采集期间。即，在平台从一个扫描位置移动到下一个扫描位置的间隔期间，优选地禁止x射线投影。在这个方面，由于在平台的传送期间不采集数据，在平台的传送期间不发生对于受检者的x射线曝光。在这个方面，技术50有利地相对于传统螺旋门控采集进一步减少了患者辐射曝光。

现在参考图5，本发明不仅涉及一种如图4所示的渐增地传送受检者到多个不连续扫描位置的技术，本发明还包括一种基于在接收的ECG信号中检测到的不规律或异常而在确定的特定扫描位置处中断或暂停数据采集的技术76。虽然技术76将以与图4描述的方法独立的方式描述，本领域的熟练人员应当理解技术76可以与图4的技术50协同实施。技术76用心脏CT扫描的指令在步骤78开始。然后，基于步骤78确定的扫描参数，在80确定多个不连续扫描位置。如上所述，为了对典型患者的心脏成像，需要四或五个扫描位置。类似于图4中的技术，在CT扫描的开始前在82采集ECG数据。CT系统使用采集的ECG数据使从心搏周期的特定相位的CT数据采集相关联。但是，本领域的熟练人员应当理解，也可在CT数据采集的期间采集ECG信号。受检者定位在指定的扫描位置时采集心搏周期的特定相位的CT数据84。当在进行CT数据的采集时84，对接收的ECG信号进行监视，以便判断是否发生了任何的心脏不规律86。如果发生，86，88，在89暂停对指定扫描位置的数据采集。在这个方面，从受检者对心搏周期的特定相位的数据采集将在下一个心搏周期中开始。如果没有检测到心脏不规律，86，90，技术76进行到步骤92并判断扫描是否继续92，即，保持另外扫描位置。如果是92，94，在96平台被引导至下一个扫描位置，在该位置处采集受检者心搏周期的特定相位的数据。然后重新执行步骤84到92直到采集了全部扫描位置的数据。一旦已经采集了在所有的扫描位置92，98的数据，技术76进行到扫描终止在并重建一个图像100的步骤100。

现在参考图6，示出了典型的ECG信号102。ECG信号102图形地示出了受检者在一个心搏周期的心脏运动。如图所示，心搏周期，即，心跳，典型地由一对R峰值104限定。在这个方面，一个心跳由一个R-R间期105表示。如上所述，本发明有利地减少对患者的x射线剂量。这是通过将数据采集窗106限定在每个R-R间期105内实现的。同样地，仅在数据采集窗106期间向受检者投射x射线。在这个方面，在R-R间期105的其他时期内禁止发射x射线。本领域的熟练人员应该理解数据采集窗106与发生数据采集期间的心脏的相位相应。同样地，在心搏周期的那些不发生数据采集的相位期间，控制x射线管不向受检者投射x射线。而且，由于能够独立地处理数据采集、定时、和位置，门控更加地有效。另外，即使在全部心脏相位需要采集和重建的情况下，该采集确保在覆盖的区域中不需要x射线曝光的重叠。即，相比较扫描容积的多数部分被扫描多次的低螺距螺旋采集来说全部区域仅扫描一次。测试显示相比较传统的低螺距螺旋扫描来说本发明可望减少67％到83％的剂量。

现在参考图7和根据本发明的另一个实施例，重叠的数据采集用于减少伪影。数据采集108部分地与数据采集110和数据采集112重叠。这种重叠用于在心脏成像中处理两个主要挑战：不一致心率和锥束。即，在典型的患者中，心率变化。即使在相对恒定的心率108、110、112，心脏运动也不是严格地循环重复。由于数据采集108，110，112发生在不同的心搏周期，如果不处理，在心搏周期间的不一致会导致边界偏移。另外，对于锥束数据采集，一些与锥束相关的伪影会出现在图像中。同样地，重叠区108提供以更一致的方式把区域108-112“混合”到一起的工具。这种混合可以发生在重建的期间或者图像重建之后。

在另一个实施例中，参照图8，基于患者心率确定门架速度、内扫描延迟和覆盖，通过ECG信号114示意表示。为了在此所述的分步照射采集，整个扫描时间由数据采集时间和内扫描延迟限定。数据采集时间116是用于收集数据的时间和内扫描延迟118是指移动患者或平台到下一个位置并使患者准备扫描。当整个扫描时间少于患者心搏周期时，下一个扫描可以在患者心搏周期内毫无间隙地开始。如果整个扫描时间大于心搏周期，扫描不能在下一个心搏周期开始。这个下一个心搏周期必须跳过。如果整个扫描时间大于两个心搏周期，将出现两个没有数据采集发生的空闲周期。通过改变门架扫描速度(改变数据采集时间)和平台必须运动的距离(改变内扫描延迟)，可以改变整个扫描时间以便在空闲的时间最小。如果需要减少平台运动距离，那么患者前面的准直器可以改变以便减少对患者的x射线剂量。即，如果适合在一个心搏周期内平台能够运动的最大距离为35mm，必须通过向下准直主要x射线束将x射线覆盖范围减低到35mm，即，从35mm到40mm，以便不向患者施加额外的剂量。

现在参照本发明的图9和10，在另一个实施例中，可以“无序”的方式扫描整个心脏，以便减少整个采集时间和/或改善图像质量。例如，在传统的采集中，心脏120被从顶至底顺序地覆盖，如图9所示。但是，对于特定的扫描，如图10所示可以有利地从中间或顶部位置开始并跳过一个位置扫描另一部分用于对比度优化。

另外，可以预期的是，可以以略微不同的心脏相位扫描心脏的不同部分。众所周知，整个心脏不是完全同步地运动。同样地，右心房最静止的相位可能不是左心室的最佳位置。因此，本发明允许单独地采集每个位置。同样地，可以进行变化以便适应解剖学目的的采集。

在另一个实施例中，本发明涉及在数据采集期间控制门架的旋转速度以便保持相邻半扫描的投影角度之间的所需要的关系。半扫描成像是用于心脏CT成像改善时间分辨率的普通成像技术。在半扫描成像中，使用π+2γ_m代替2π在投影角上投影，其中γ_m是检测器的扇角。这种重建可由下面的方程式表示：

$f(x,y,z)=\frac{1}{2}{\∫}_0^{\mathrm{\π}+2{\mathrm{\γ}}_m}{\left(\frac{D}{D+y^{\′}}\right)}^2\mathrm{d\β}\×{\∫}_{-\∞}^{\∞}\frac{D}{\sqrt{D^2+s^2+v^2}}w(s,\mathrm{\β})q(s,v,\mathrm{\β})h(s^{\′}-s)\mathrm{ds}$ 等式(1)

其中：w(s，β)是半扫描加权：

w(s，β)＝3θ²(γ，β)-2θ³(γ，β)                         等式(2)

和

$\mathrm{\&theta;}(\mathrm{\&gamma;},\mathrm{\&beta;})=\left\{\begin{array}{cc}\frac{\mathrm{\&beta;}}{2{\mathrm{\&gamma;}}_m-2\mathrm{\&gamma;}},& 0\&le;\mathrm{\&beta;}<2{\mathrm{\&gamma;}}_m-2\mathrm{\&gamma;},\\ 1,& 2{\mathrm{\&gamma;}}_m-2\mathrm{\&gamma;}\&le;\mathrm{\&beta;}<\mathrm{\&pi;}-2\mathrm{\&gamma;},\\ \frac{\mathrm{\&pi;}+2{\mathrm{\&gamma;}}_m-\mathrm{\&beta;}}{2{\mathrm{\&gamma;}}_m+2\mathrm{\&gamma;}}& \mathrm{\&pi;}-2\mathrm{\&gamma;}\&le;\mathrm{\&beta;}<\mathrm{\&pi;}+2{\mathrm{\&gamma;}}_m\end{array}\right.$ 等式(3)

其中D是x射线源到系统等角点距离，s和v是根据重建的像素(x，y，z)的投影通道和行位置，β是投射角度，γ是相应于s的检测器扇角。

为了分步照射采集，例如在此所述的，完全采样区域小于圆柱盘，其高度等于检测器等角点覆盖面。即，如图11所示，锥束几何形状减小了到达一个区域的每个投射的覆盖面，该区域具有在靠近源处远比所需的容积狭窄的数据采集面积。容积122，从其采集数据，在单个半扫描中不完全地被采样。在这个方面，第一半扫描的扇束124不能从采样容积122的区域126采集数据。结果，图像伪影遍布于整个2π角度范围。

为了在分步照射心脏门控CT采集中减少图像伪影的发生，本发明进一步涉及在数据采集期间控制门架旋转以便一对互补的半扫描的投影角度之间的差别大约为π弧度。即，因为x射线扇束的锥束几何形状，越接近检测器的区域覆盖的z范围越明显高于检测器等角点处的覆盖范围。因此，间隔一个检测器宽度(在等角点处)的两个投影，并且它们的投影角度相差π弧度，在采样容积中几乎没有采样间隙。两个投影，因此形成一个互补对。如图11所示。

如图所示，由扇束128限定的投影与扇束124的投影形成一个互补对。而且，扇束128从扇束124的未采样区域126捕获数据和导致一个被扇束124采样的未采样区域130。为了心脏门控CT成像，需要在扇束124和128之间保持需要的关系。通过控制门架旋转速度来保持这种关系，结果导致x射线源旋转。而且，必须控制门架旋转以使CT数据采集与受检者的心脏运动同步。这是通过在进行数据采集之前使用ECG监护仪采集心脏运动数据获得的。通过在数据采集之前测量ECG数据，在CT数据采集之前可以确定受检者的心率。在这个方面，门架控制器或其他控制器可以将门架旋转速度设置为确保两个相邻半扫描的中心角的差别在π弧度范围内。特别的，门架控制器基于下面的表达式设置门架旋转速度：

π-Г≤β_A-β_B≤π+Г                                   等式(4)，

其中Г是表示允许的偏离π的参数，β_A和β_B是相邻半扫描的中心投影角度。虽然Г可以采用很多值，在一个优选的实施例中，采用值π/4。优选地选择Г的值满足图像质量和心率变异的平稳性之间的平衡。虽然可以预期的是Г的值可以使用大于π/4，优选地使用Г值为π/4或更小。在这个方面，相邻半扫描之间的中心投影角度的差别大致为π弧度。

已经从把整个门架旋转分割为一对半扫描的方面对本发明进行了描述；但是，本领域的熟练人员应该理解整个门架旋转可以分割为多个部分扫描。在这个方面，以这样的方式门架旋转控制，即保持相邻的部分扫描的中心投影角度之间所需要的关系以便减少图像伪影。

现在参照图12，示出了一种尤其适于部分-扫描的数据采集和图像重建技术的执行步骤。如将要描述的，这种重建处理组合相邻部分-扫描的作用，即半扫描的作用，以便补偿在一个部分-扫描中的遗漏或未采样区域。为了描述的目的，这种重建技术将描述为半扫描，但是应该理解的是，本方法可以扩展到其他类型的部分-扫描。

成像技术132在134开始以及以多个局部或部分-扫描方式采样成像容积136。如上所述，优选地相邻半扫描的中心角度的差别在(π-Г，π+Г)的范围内。在从采样容积采集了若干投影数据集之后，对每个投影数据集进行加权和重排(rebinning)处理，如下所述。

技术132继续进行选择投影数据集138用于处理。对选择的投影数据集进行一行接一行地、扇形到并行束的重排140。在这个方面，对于投影数据集，在142检查p_A(s，v，β)，相邻投影采样，p_B(s’，v’，β’)，其中|β’-β|＝nπ，n为奇整数。根据相邻数据集的比较，确定加权函数144。具体地，通过比较v和v’，在重建过程中的反向投影步骤中定义了一个加权函数ξ_A(x，y，z)，如下式的定义：

${\mathrm{\&xi;}}_A(x,y,z)=\frac{{\mathrm{\&epsiv;}}_A(x,y,z)}{{\mathrm{\&epsiv;}}_A(x,y,z)+{\mathrm{\&epsiv;}}_B(x,y,z)}$ (等式5)，

其中：

${\mathrm{\&epsiv;}}_A(x,y,z)=\left\{\begin{array}{cc}0,& \left|v\right|>v_m+\mathrm{\&Delta;}\\ 1-|v-v_m|/\mathrm{\&Delta;}& v_m\&le;v<v_m+\mathrm{\&Delta;}\\ 1,& \left|v\right|<v_m\end{array}\right.$ (等式6)。

以近似的方式定义ε_B。然后将加权函数应用到选择的数据集146，然后根据下面的重建等式重建选择的投影数据集的图像148：

$f(x,y,z)=\frac{1}{2}{\&Integral;}_0^{\mathrm{\&pi;}-2{\mathrm{\&gamma;}}_m}{\left(\frac{D}{D+y^{\&prime;}}\right)}^2{\mathrm{\&xi;}}_A(x,y,z)\mathrm{d\&beta;}\&times;{\&Integral;}_{-\&infin;}^{\&infin;}\frac{D}{\sqrt{D^2+s^2+v^2}}w(s,\mathrm{\&beta;})q(s,v,\mathrm{\&beta;})h(s^{\&prime;}-s)\mathrm{ds}$

(等式7)。

然后本技术进行到步骤150判断是否还有任何另外的投影数据集需要处理。如果有150，152，对每个投影数据集重复步骤138-148。一旦已经处理了全部投影数据集150，154，从相邻的重建的总和重建最后的图像156。重建处理然后在158处终止。

虽然上述描述的步骤是关于行投影数据的处理，可以预期的是上述步骤同样可以在图像空间中执行。即，为一个半扫描数据集的每个重建的像素定义了一个品质因子，η(x，y，z)。该品质因子的定义如下：

(等式8)，

其中：

(等式9)。

应当注意的是，对于采样已经完成的中心区域，即，没有未采样的，η＝0。对于有大量未采样的区域，η的值大。最后重建的图像是两个邻近半扫描图像的组合，由下式定义：

$f(x,y,z)=\frac{{\mathrm{\&eta;}}_B(x,y,z)}{{\mathrm{\&eta;}}_A(x,y,z)+{\mathrm{\&eta;}}_B(x,y,z)}-f_A(x,y,z)+\frac{{\mathrm{\&eta;}}_A(x,y,z)}{{\mathrm{\&eta;}}_A(x,y,z)+{\mathrm{\&eta;}}_B(x,y,z)}{f}_B(x,y,z)$

                                                   (等式10)。

已经从在邻近的分步照射扫描之间没有扫描重叠的方面对本发明进行了描述。可选择的，可以预期的是，能够将半扫描限定为能提供重叠以便增强图像质量。在这个方面，可以预期的是，在图像重建期间可以在重叠区域内进行另外的数据混合。

还应当认识到的是，本发明除了半扫描或其他部分-扫描之外还可适用于基于扇区的扫描。在这个方面，对于多个心搏周期受检者位置保持固定。在每个周期内，采集了一部分需要的投影数据集。当选择的扫描速度与心率不同步时，能够在多个心搏周期内采集非多余的投影。在重建过程中，将采集的数据集混合在一起以便形成一个完整的数据集。这种方案能够改善时间分辨率。可选择的，在每个心搏周期内平台可以引导在检测器覆盖范围的一部分。该一部分是由重建所需的扇区的数量确定的。例如，当使用两扇区采集时，平台在每个心搏周期内大致移动扫描器覆盖范围的百分之五十。

应该理解的是，上述采集可以很容易地扩展到需要扫描多个心脏相位的采集模式。在这种方案中，x射线将始终开启直到在平台引导至下一个位置之前采集了全部心脏相位的投影数据。例如，有可能在心脏舒张末期和心脏收缩末期的相位扫描患者。在数据采集期间，在平台移动到下一个位置之前采集对应于这两个相位的数据集。

因此，本发明包括具有可旋转的门架的CT系统，该门架具有在其中用于接收待扫描受检者的开口以及可移动地向前和向后通过该开口的平台。该系统还具有设置成用于移动位于平台之上的受检者到第一数据采集位置的控制器。该控制器进一步地设置成使在第一数据采集位置从受检者采集图像数据与受检者的心搏周期相协调。此外，该控制器设置成只要在第一数据采集位置采集的图像数据被认为是可接受的就使受检者前进到与第一数据采集位置不同的受检者数据采集位置。

本发明进一步包括一种将受检者定位在多个不连续的数据采集位置的第一数据采集位置进行心脏CT成像的方法。然后从位于第一数据采集位置的受检者的心脏区域采集门控CT数据的数据集。该方法进一步包括判断该数据集是否有效和，如果有效，将受检者定位在与第一数据采集位置不同第二数据采集位置。如果数据集无效，该方法进一步包括将受检者定位在第一数据采集位置重新从受检者的心脏区域采集门控CT数据的数据集。

还公开了用其上存储计算机程序并表示一组指令的计算机可读存储介质实施本发明。该组指令，当被计算机执行时，使计算机渐增地传送安置在CT系统的平台上的扫描受检者通过多个不连续的扫描位置。使计算机进一步在每个扫描位置采集生理门控CT数据并在每个扫描位置的数据采集期间监视扫描受检者的生理运动活性。当扫描受检者定位在扫描位置时，如果在从扫描受检者采集数据期间检测到扫描受检者的不规律生理运动活性时，该组指令进一步使计算机暂停在一个扫描位置从扫描受检者采集数据。

本发明进一步涉及一种包括在其内设有x射线源的门架的扫描器，该门架构造成能围绕一个在其内安置有待扫描受检者的开口旋转。该扫描器进一步有设置成能从待扫描的受检者采集心脏运动数据ECG监护仪和设置成能将整个门架旋转定义为多个部分扫描的控制器。该控制器进一步设置成能以这样的方式旋转门架，即相邻的部分-扫描的中心投影角度的差别为π弧度。

还公开了一种具有可旋转的门架的CT成像系统，在该门架内有一个开口用于接收待扫描的受检者，，一个x射线源安置在该可旋转的门架内并设置成能在CT数据采集期间投射x射线扇束到受检者上。该系统进一步有一个可向前和向后移动通过该开口的平台和编程为能够从在一对互补的半扫描的采样区域采集心脏门控CT数据的计算机。该计算机进一步编程为能够使可旋转的门架在从采样区域采集CT数据的期间以一个门架速度旋转以便使在一个半扫描中的x射线中心投影角度与在互补的半扫描中的中心投影角度相差大约π弧度。

还公开了一种CT成像方法。该方法包括限定多个不连续的扫描位置，扫描受检者将传送通过该不连续的扫描位置用于数据采集，和当扫描受检者定位在一个不连续的扫描位置时旋转x射线源通过一系列投影角并沿着环形旋转路径以一个旋转速度围绕扫描受检者旋转。该方法进一步包括将x射线源的每次完整的旋转限定为第一半扫描和第二半扫描和，相对于第一半扫描的每一个投影角度，限定一个互补的第二半扫描投影角度。该方法还包括以这样的方式控制x射线源的旋转速度，即第一半扫描的投影角度与它们的互补的第二半扫描投影角度相差大约π弧度。

公开了一种CT扫描器包括设置成能投射x射线到待扫描受检者的x射线源和设置成能检测由x射线源投射并由受检者衰减的x射线的x射线检测器组件。该CT扫描器还包括计算机，该计算机编程为能够在一对相邻的部分扫描中限定待成像的成像容积并导致从少于第一部分扫描的全部成像容积中采集第一组CT数据。计算机进一步编程为能够导致从少于第二部分扫描的全部成像容积中采集第二组CT数据并将第一和第二组CT数据组合为一个具有成像容积的空间覆盖的合成数据集。然后计算机从合成数据集重建成像容积的CT图像。

还公开了一种CT成像方法包括限定CT数据要采集的成像容积的步骤和传送待扫描受检者到达多个不连续的扫描位置中的一个处。该方法进一步包括当受检者定位在一个不连续扫描位置时以一系列分段的扫描从成像容积重复采集CT数据并将该一系列分段扫描采集的CT数据混合为一个数据集用于重建。

本发明还包括计算机程序存储于其上的并表示一组指令的计算机可读存储介质，当该指令被计算机执行时导致计算机在第一半扫描中采集第一组心脏门控CT数据和在第二半扫描中采集第二组心脏门控CT数据，其中从与采集第-组心脏门控CT数据的另一个部分的采样区域相邻的一个采样区域部分捕获该第二组心脏门控CT数据。使计算机进一步将第一组心脏门控CT数据与第二组心脏门控CT数据进行比较以便确定一个加权函数并用该加权函数对第一组心脏门控CT数据加权。然后计算机将加权的第一组心脏门控CT数据与第二组心脏门控CT数据组合用于采样区域的图像重建。

已经根据优选实施例描述了本发明，应该理解的是除了那些已经明确地叙述的以外，同等的、替换的、和修改也是可能的并且落在所附的权利要求的范围中。

                          部件列表

10    CT成像系统

12    门架

14    x射线源

16    x射线束

18    检测器阵列

20    多个检测器

22    患者

24    旋转中心

26    控制机构

28    x射线控制器

30    门架马达控制器

32    数据采集系统(DAS)

33    ECG监护仪

34    图像重建器

35    导线

36    计算机

38    大容量存储装置

40    操作者控制台

42    阴极射线管显示器

44    平台马达控制器

46    平台

48    门架开口

50    渐增地步进受检者通过不连续的扫描位置的技术

52    指令心脏CT扫描

54    确定不连续扫描位置的数量

56    连续采集ECG数据

58    引导到第一扫描位置

60    采集指定的心搏周期相位的CT数据

62    判断CT数据是否有效

64    CT数据无效

66    CT数据有效

68    判断是否还有另外的扫描位置

70    还有另外的扫描位置

72    引导到下一个扫描位置

73    采集了全部扫描位置的数据

74    扫描结束-重建图像

76    中断数据采集的技术

78     指令始心脏CT扫描

80     确定不连续扫描位置的数量

82     采集ECG数据

84     采集CT数据

86     判断是否发生心脏不规律

88     发生了心脏不规律

89     暂停数据采集

90     没有检测到心脏不规律

92     判断是否继续扫描/是否还有另外的扫描位置

94     还有另外的扫描位置

96     引导到下一个扫描位置

98     采集了全部扫描位置的数据

100    结束扫描/重建图像

102    典型的ECG信号

104    R波峰对

105    R-R间期

106    数据采集窗

108    数据采集

110    数据采集

112    数据采集

114    ECG信号

116    数据采集时间

118    内扫描延迟

120    心脏

122    采样容积

124    扇束

126    未采样区域

128    扇束

130    未采样区域

132    成像技术

134    采样成像容积

136    多个部分扫描

138    选择投影数据集

140    扇形到并行束重排

142    投影采样

144    确定加权函数

146    加权函数应用到选择的数据集

148    图像重建

150    判断是否还有必须处理的另外的投影数据集

152    要处理的另外的投影数据集

154    已处理了全部投影数据集

156    重建最后的图像

158    重建过程结束

Claims (10)

1、一种CT扫描器(10)包括：

设置成能向待扫描受检者(22)投射x射线(16)的x射线源(14)，和设置成能检测由x射线源(14)投射并由受检者(22)衰减的x射线的x射线检测器组件(18)；以及

计算机(36)编程为能够：

在一对相邻的部分扫描(124，128)中限定待成像的成像容积(122)；

导致从少于第一部分扫描(124)中的全部成像容积(130)中采集第一组CT数据；

导致从少于第二部分扫描(128)中的全部成像容积(126)中采集第二组CT数据；

将第一和第二组CT数据组合为一个具有成像容积(122)的空间覆盖的合成数据集；以及

从合成数据集(156)重建成像容积的CT图像。

2、如权利要求1所述的CT扫描器(10)，其中计算机(36)进一步编程为能够限定第一部分扫描(124)的空间覆盖(130)，其部分地与第二部分扫描(128)的空间覆盖(126)重叠。

3、如权利要求1所述的CT扫描器(10)，其中计算机(36)进一步编程为能够限定第一和第二部分扫描(124，126)，以便所述部分扫描(124，126)的中心投影角相差在从π起始的指定范围之内。

4、如权利要求1所述的CT扫描器(10)，其中计算机(36)进一步编程为能够对第一和第二组CT数据执行一行接一行、扇形到并行束的重排(140)。

5、如权利要求4所述的CT扫描器(10)，其中计算机(36)进一步编程为能够基于第二组CT数据加权(146)第一组CT数据和基于第一组CT数据加权(146)第二组CT数据之一。

6、如权利要求1所述的CT扫描器(10)，其中计算机(36)进一步编程为能够使受检者(22)的传送是渐增地通过多个扫描位置(54)，并允许只要在当前扫描位置(58)采集的CT数据被认为是有效(66)的，就将受检者(22)从当前扫描位置(58)传送到下一个扫描位置(72)。

7、如权利要求1所述的CT扫描器(10)，进一步包括监视受检者(22)的心脏运动(114)的ECG监护仪(33)，并且其中计算机(36)进一步地编程为能够使CT数据采集(84)与受检者(22)的心脏运动(114)同步。

8、如权利要求1所述的CT扫描器，其中计算机(36)进一步编程为当受检者(22)固定在指定的平台位置时，能够采集(84)第一和第二组CT数据。

9、如权利要求1所述的CT扫描器，其中计算机(36)进一步编程为能够将相邻的部分扫描限定为半扫描(124，128)。

10、如权利要求1所述的CT扫描器，其中计算机(36)进一步编程为能够使受检者(22)传送通过开口(48)一部分检测器(18)覆盖对受检者(22)测量的每个心搏周期(114)。

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