焦點擺動ct最佳通道濾波器的製作方法

2023-06-09 18:28:26

專利名稱：焦點擺動ct最佳通道濾波器的製作方法
技術領域：
本發明涉及數據收集系統(DAS)，特別涉及使用時域最佳化濾波器、專門用於CT掃描器中的數據收集系統。
背景技術：
某些信號處理技術涉及到檢測許多模擬信息信號，以獲得由這些信號所表示的數據。例如，CT掃描器之類市場上銷售的醫用成象裝置用預定數量和類型的射線照射一物體，以便用圖象顯示該物體的內部特徵。檢測器傳感來自物體的射線，生成表示物體內部特徵的模擬信號。


圖1所示掃描器10之類第三代CT掃描器包括分別固定在一環形轉盤14直徑方向兩邊上的一x線源24和一x線檢測系統26。轉盤14可轉動地裝在一機架(未示出)中，從而轉盤14在掃描過程中圍繞一轉動軸線16(稱為Z軸)連續轉動，同時x線從線源24穿透位於該轉盤開口中的一物體20後照射到該檢測系統上。
該檢測系統26包括一弧形單行檢測器28陣列，與稱為″焦點″的一點30相間距，x線源24的射線從該點射出。當檢測器陣列由單行檢測器構成時，線源和檢測器陣列的位置布置成線源與每一檢測器之間的x線路都位於一與轉盤的轉動軸線或z軸16垂直的平面中，該平面稱為″掃描平面″。掃描時一檢測器28在一測量時段所檢測的x線稱為一″射線″。由於從一點線源射出的各線路以不同角度射到各檢測器上，因此這些線路形成一扇形，從而常常用「扇形」光束32描述任一時刻的所有線路。射線的一部分受其線路中的所有物質的衰減，因此沿線路對x線衰減積分可得出強度測量、從而得出該線路中的質量密度。一般在轉盤許多角位的每一角位測量投影視圖即x線強度。如圖1所示，由線源24生成的扇形光束32指向檢測器陣列26。該檢測器陣列與一處理檢測器陣列26的數據的DAS40連接。各檢測器的輸出一般用DAS的不同信號通道處理，儘管某些組的通道可共有信號路線，例如使用多重通道共有這些通道的共同分量。一般來說，每一信號通道用一A/D轉換器(ADC)(圖1中未示出)把檢測器輸出的模擬信號轉換成相應數位訊號。該數位訊號在方框42處以公知方式處理，以矯正各種非線性和誤差，例如按照一對數函數轉換該信號，以矯正由溫度變化等造成的偏差和非線性變化。矯正後的數據然後經處理後存儲在存儲器44中。然後按照一公知的濾波函數對該投影數據進行濾波，例如使用一快速傅立葉變換(FFT)函數，用一乘法函數乘以該變換函數後按照一快速反傅立葉變換(FFT-1)函數處理該乘積。用一反向投影計算機48以合適方式處理濾波後數據，例如使用公知的Radon算法，以便把該數據送到一顯示處理器50後在52處存檔、在54處進行硬拷貝或在56處顯示在一控制器上。
對於常Z軸掃描來說，用掃描中在所有投影角收集的數據重構的圖象為通過被掃描物體的掃描平面中的一斷層面。對於螺旋掃描來說，掃描平面與物體在轉盤轉動的同時在Z軸方向上相對平動。處理數據時在掃描體積中形成該斷層面平面。為了在該斷層面平面中「重構」或「反向投影」物體的斷面或「斷層面」的密度圖象，一般在一象素陣列中重構該圖象，其中，賦予該陣列中每一象素一值，該值表示掃描過程中穿過該象素在掃描平面中相應位置的所有射線的衰減。由於線源24和檢測器28圍繞物體20轉動，因此射線從不同方向或投影角穿透物體20後穿過不同位置組合的象素。從這些測量用數學方法算出物體在該斷層面平面中的密度分布，每一象素的亮度值表示該分布。結果是一不同值的象素陣列表示出該斷層面的密度圖象。
儘管由檢測器通過各組讀數生成的信號提供生成該兩維圖象所需數據，但是數據的收集和處理可造成各種設計問題。例如，每一投影視圖的每組讀數必須使用大量檢測器，為了生成解析度足夠高的清晰圖象，每一次掃描必須獲得大量投影視圖(一普通第三代CT掃描器包括約350-1000個檢測器，在1-2秒內獲得比方說600-3000幅投影視圖，生成約為一百萬個數據值即檢測器讀數，儘管這些數量顯然可有變動)。
因此，在掃描中收集扇形光束中x線的每一檢測器必須空間濾波和對x線進行取樣。該濾波器一般為直線長度(檢測器沿檢測器陣列的有效長度)為W的一空間積分器，取樣區間Δ等於檢測器節距。一般來說，W與Δ非常接近。從W由下式確定該陣列所能檢測的扇形光束的0-fD的空間頻率範圍fD1W------(1)]]>從Δ由下式確定取樣頻率fSfS=1------(2)]]>如所公知，為了防止扇形光束空間頻率的相干，下式必須成立fD12fS------(3)]]>或fD12------(4)]]>
因此，用於投影的濾波器必須抑制本可用來提高解析度的空間頻率。
為改善光束的取樣頻率、從而改善所生成圖象的解析度，可提高所使用檢測器的數量和/或扇形光束的取樣頻率。一種為提高CT圖象解析度而提高取樣速率的已有方法是偏置檢測器陣列，使得它與其理論中心相距1/4檢測器寬度(或節距)。確切說，如從扇形光束的頂點(「焦點」)經CT機的等角點(CT機的「等角點」位於轉盤圍繞其轉動的成象平面中)到檢測器陣列畫一直線，該直線與檢測器之一相交在該中心與該檢測器邊緣之間。在該位置上，檢測器陣列在轉盤第一個180°轉動中收集的一組數據與轉盤在第二個180°轉動中收集的一組數據交錯1/2檢測器寬度或節距。從而相對位向相干偽影效應使得物體影像中在掃描時從相對方向獲得的數據抵消。但實際上，偽影補償的這一方法只對靜止物體有效。用於活人時，不管病人在掃描中多麼靜止，組織的微小運動使得相干偽影效應造成的數據抵消的圖象模糊。確切說，在轉盤第二個180°轉動中收集的數據組與在轉盤第一個180°轉動中收集的數據組交錯，因此在空間序列上非常接近的交錯數據在時間上不是相繼獲得的，而是在一段較長時間(例如一秒)中獲得的，在這段時間中，組織的微小運動會造成誤差。
改善相干抵銷、從而提高解析度的另一種方法是，例如對應於1/4檢測器偏置，提供在時間序列上互相相對的交錯數據組，使得在空間序列上非常接近的交錯數據在時間上相繼獲得，從而相鄰兩數據之間的任何相對運動出現在一段非常短的時間中，即小於毫秒。因此，不是生成兩組相差轉動180°的交錯數據，而是兩組數據生成為相繼交錯視圖，因此在時間上非常接近。稱為「焦點擺動」的一種這類方法可見美國專利Nos.4,689,809；4,819,260；4,894,850；5,065,420和5,259,014，在這些專利中，檢測器陣列的位置不偏置，而是焦點在轉盤以原本投影速率的兩倍速率轉動的過程中在兩個位置之間變換，從而生成兩交錯投影組，每一組與焦點的一個焦點位置對應。確切說，從一位置上的焦點經等角點到該陣列中的一檢測器的直線與從第二位置上的焦點經等角點到該檢測器的直線相交在該檢測器的1/2檢測器寬度處。這樣，從焦點的這兩個位置獲得的兩組交錯數據在圖象中在同一序列中瞬時獲得，從而改善相干抵銷，減少微小運動造成的偽影。
為提高圖象質量，在相繼讀取DAS信號通道的輸出時，每一取樣區間中的讀取顯然應儘可能與從該通道的先前讀取以及與從其他通道的讀取無關。這影響到在信號A/D轉換前處理與焦點不同位置對應的通道輸出的濾波器的時域特性。因此該通道中的信號從先前取樣區間的任何「溢出(spill-over)」或「疊加(cross talk)」會對該轉換器的時域特性產生負面影響。另一方面，A/D轉換器的頻率響應在很大程度上決定著信噪比、從而決定著經該通道處理的信號的質量。使用低通模擬濾波器、例如1985年10月15日授予Bernard M.Gordon、轉讓給本受讓人的美國專利No.4,547,893所述那類用來對互跨阻抗放大器輸出的頻譜響應進行整形的最佳估計濾波器的DAS以犧牲某些時域特性為代價換取其頻域特性最優化，高達25％的溢出並不鮮見(即25％的信號來自於同一通道中的先前讀取)。另一方面，積分型模擬濾波器的時域特性最佳，因為該積分器在每一取樣區間後、在下一個取樣區間前清零，以確保只有很少或沒有溢出。
但是，積分濾波器的時間性能僅當焦點在兩個位置之間瞬時運動時即在兩個變換位置之間的變換時間儘可能接近零時才最佳。這樣才能交替收集焦點一個位置上的光子和焦點第二位置上的光子，而在兩位置之間變換時間中檢測不到光子。事實上，當焦點在兩位置之間運動時總存在有限變換時間，在每一變換時段中必定檢測到光子。焦點擺動裝置在運行中必定有一部分時間花在有限變換時間上是有實際原因的。最重要的原因是，由於控制電子束偏轉所需無功功率的數量，有限變換時間是無法避免的。
具體說，電子束穿過調製偏轉場而受到調製。調製偏轉場必須用調製信號驅動。X射線管的焦點從一位置運動到另一位置需要有限無功能量，因此調製信號的無功功率隨著變換時間的減小而增加。因此，比方說，實際上無法辦到用一驅動信號生成變換時間接近零的偏轉場，實際上必定得有有限變換時間。但是，用較小功率可獲得正弦波形驅動信號，從而變換時間理論上在正弦波的最小和最大峰值之間連續變動。但顯然，不希望丟棄與變換時間中所檢測與光子有關的數據，這類數據顯然有助於在焦點不同位置的讀數之間建立起關聯。
因此，使用焦點擺動技術從檢測器收集數據的DAS所處理的數據由於變換時間中所收集的該部分數據而必然依賴於時間。因此希望把DAS濾波器設計成其時域最佳；相對於在焦點理想位置上收集的數據，在變換時間中收集的數據對確定X射線在焦點位置交替變換情況下的吸收值的影響不大，同時不犧牲測量的信噪比。
本發明目的本發明的一個目的是減少或基本克服現有技術的上述問題。
本發明的另一更具體目的是提供時域最優化的DAS濾波器，即離散分離與x線檢測有關的信號，在該x線檢測中，x線源與檢測系統的相對位置在兩交替位置之間調節。
本發明的另一個目的是提供一種改進的DAS濾波器，其時域最優化，從而在一焦點擺動系統中各視圖之間的疊加最小，從而在不犧牲測量的信噪比的條件下提高圖象銳度。
本發明的另一個目的是提供一種使一焦點擺動系統的DAS的時域最優化的方法，即最佳地分離表示x線在相應空間位置上的讀數的離散數據組，使得發出x線的焦點與x線檢測系統的相對位置的調節與用來調節焦點與x線檢測系統的相對位置的波形無關。
本發明的另一個目的是使用很容易改裝在已有CT系統上的焦點擺動x線源提高CT掃描器的成象質量。
本發明概述本發明涉及一種改進DAS濾波器，其時域最優化，其脈衝響應為使焦點擺動的調製波形的函數。一般來說，該DAS濾波器對DAS所有檢測器通道的時域最佳，以儘可能減小每一視圖每一光子測量的視圖之間的溢出信號，從而在不犧牲測量的信噪比的條件下儘可能提高與不同視圖對應的信號值的分離度。
在本發明優選實施例中，該濾波器使用在一CT掃描器中，該CT掃描器的數據收集系統使用西格瑪-臺爾太(sigma-delta)模擬轉換器生成數字數據，該數字數據為一檢測器陣列所檢測的光子的函數。這種轉換器一般包括一西格瑪-臺爾太調製器和一抽取濾波器(decimatorfilter)，該抽取濾波器有一組描述該濾波器的脈衝響應的係數。因此可設定濾波器的係數，使得濾波器的脈衝響應整形成在視圖分離與視圖測量的信噪比之間獲得最佳折衷。調製波形最好是周期性的，可對稱，也可不對稱，可呈任何形狀，例如正方形、鋸齒形、梯形或正弦波形，最好為正弦波形。
在優選實施例中，分樣濾波器響應的中間半周與焦點擺動波形非常相似，外部半周設計成進一步減小視圖之間的疊加，同時拒斥西格瑪-臺爾太調製器的數位化噪聲。
從下述詳細說明中可清楚看出本發明的其他目的和優點，在下述詳述中，所示、所述若干實施例只是為了例示出本發明的最佳方式。從下文可見，在本發明範圍內，本發明可有其他不同實施例，其各方面細節可加修正。因此，附圖和說明應看成例示性的而非限制性的，本申請的範圍示出在權利要求書中。
附圖的簡要說明可從結合附圖的下述詳述中更充分理解本發明的性質和目的，在這些附圖中，相同部件用同一標號表示，附圖中圖1示出一可用於本發明的典型第三代CT掃描器；圖2簡示出一CT掃描器的一焦點擺動x線源和某些檢測器；圖3例示出用來驅動一焦點擺動CT系統的偏轉場的波形；圖4為可應用本發明的一種檢測器的方框圖；圖5示出按照本發明一例的濾波器的各種時間響應；圖6為根據本發明的不同濾波器的溢出和信噪比的比較圖；圖7示出在圖1所示那類CT掃描器中使用濾波器。
附圖的詳細說明按照本發明，對焦點位置連續交替變換下經每一通道處理的信號的時域實現最佳濾波(就儘可能減小視圖之間的溢出和儘可能提高信噪比而言)。為示出焦點擺動所造成的問題和本發明提出的解決方案，圖2簡示出一焦點擺動裝置。如圖所示，焦點在兩主要位置A與B之間交替運動，從而相繼生成投影。從焦點位置A和B發出的線路分別示為RPA和RPB。在掃描中，線路從焦點相應位置經受掃描物體O伸展到各檢測器，圖2示出一檢測器D。如下文詳述，每一檢測器產生一表示每一投影在線路上的x線吸收的電流信號，相繼投影的相繼電流信號分開處理。在一焦點擺動系統中，當焦點交替位於位置A和B上時生成相繼投影。為便於分析，理論上，如焦點對整個投影始終保持在位置A上，檢測器D生成電流信號IA，如焦點對整個投影始終保持在位置B上，檢測器D生成電流信號IB。一般存在下列關係式LA＝kφA(t)(5)LB＝kφB(t)(6)其中，都為時間t的函數的φA(t)和φB(t)分別為在相應投影間隔中線路RPA和RPB的x線光子通量測量值，k為一常數，表示每單位光子通量的檢測器電流值。
應該看到I(t)dt＝kφ(t)dt＝dn(t) (7)其中，dn(t)為觀察到信號I(t)時在時間dt中檢測到的光子數。
實際上，檢測器D生成的電流信號是連續的，必然包括變換時間中這兩個電流的組合。
如圖3所示，在垂直軸線上表示出位置A與位置B之間在最大值與最小值之間的距離，而水平軸線表示時間。為分析起見，焦點在位置A與B之間的運動例如為方波函數wR(t)或正弦波函數wS(t)，但也可呈其他波形，一般表為波形函數w(t)。因此檢測器D的信號G(t)起初定義為波形w(t)的函數(焦點的運動由該波形決定)，因此G(t)定義如下G(t)＝kφA(t)w(t)+kφB(t)[1-w(t)] (8)設在w(t)的每一周期中對時間jΔ上的G(t)的值濾波和取樣，其中，j為整數，Δ為焦點位於點A和B上兩時刻之間的時間差。對於正弦波函數wS(t)來說，分別在焦點正好位於位置A(此時w(t)＝A)和B(此時w(t)＝B)時、即焦點的正弦波運動到達理想點A和B時取樣。
按照本發明，如下文詳述，用濾波函數F(t)在時間上對信號G(t)濾波而生成與焦點運動同步取樣的信號S(τ)。因此信號S(τ)為G(τ-t)與F(t)的卷積積分，或S(τ)＝∫G(τ-t)F(t)dt(9)為進一步進行數學分析，作出下列合理假設·φ(t)相對w(t)緩慢變化，即較之沿線路從一視圖到下一視圖的通量變化，焦點的運動頻率很高；以及·w(t)對稱於取樣時間對稱(儘管也可使用非對稱波形，例如鋸齒波函數，此時下文的分析也不同)。
由於可合理假設φ從一視圖到下一視圖的變化非常緩慢，因此對每一視圖可使用φ的平均值(下文記為φ)，由於可假設通量讀數從一視圖到下一視圖的變化不大，因此每一讀數可合理近似為一常數，從而可從方程(9)得出下列方程SkA,-w(-t)F(t)dt+kB,-[1-w(-t)]F(t)dt---(10)]]>在τ＝0時，取樣值S(τ＝0)為S(0)kA,0-w(t)F(t)dt+kB,0-[1-w(t)]F(t)dt---(11)]]>應該看到，由于波形對稱於0，因此在方程(11)中，w(-t)＝w(t)。還應看到，儘管φA，0和φB，0在該取樣周期上看作不變，近似等於各取樣周期的平均值
和
，但該不變值顯然隨不同取樣而變，但不影響電流分析。
進一步設濾波輸入響應在一較短時段上不為0，即它只在信號樣本周圍才有有效值。因此，可作出如下假設F(t)的值僅當|t|≤1.5Δ，或-1.5Δ＜t＜+1.5Δ，即三個Δ區間才≠0。此外，函數w(t)在同一區間|t|≤1.5Δ中滿足下式l-w(t)＝w(t+Δ)+w(t-Δ)(12)因為w(t)+w(t+Δ)+w(t-Δ)在該區間上必須等於1。
把方程(12)代入方程(11)中，方程(11)成為S(0)kA,0-w(t)F(t)dt+kB,0-[w(t+)+w(t-)]F(t)dt---(13)]]>方程(13)的第一項為有用信號的數量，第二項為組合在τ＝0的樣本值S(0)中的無用信號的數量。可把溢出的品質因數ξ定義為無用信號與有用信號數量之比，溢出為焦點運動w(t)和通道濾波F(t)的函數，無用信號和有用信號的平均光子通量都規格化。因此有=[w(t+)+w(t-)]F(t)dtw(t)F(t)dt-----(14)]]>測量的信噪比的一個合適品質因數ξ為組合在樣本值中的有用信號數量與由有用和無用信號造成的光子噪聲的總樣本的rms(均方根)值之間的比。
組合在樣本值中的有用信號數量SA為方程(11)的第一項SA=kA,0-w(t)F(t)dt------(15)]]>為計算由有用和無用光子造成的總樣本噪聲值，可進一步假設彼此非常接近的
和
近似等於為估計樣本噪聲的同一值
。在這一假設下，方程(8)成為G(t)dt=kA(t)w(t)+kB(t)[1-w(t)]=k0------(16)]]>因此，所得該樣本的光子噪聲的方差υ和標準偏差σ為=2=G2(t)F2(t)dt=k202-F2(t)dt----(17)]]>和=k0-F2(t)dt------(18)]]>總之，測量的信噪比的品質因數為SA=kA,0-w(t)F(t)dtk0-F2(t)dtw(t)F(t)dtF2(t)dt-----(19)]]>從方程(14)和(19)顯然可看出，溢出和信噪比都為F(t)和w(t)的函數；從w(t)可求出最佳折衷這兩個參數的F(t)；最佳選擇的濾波器的脈衝響應儘可能接近決定著焦點運動的波形函數，以儘可能提高信噪比。從這些方程中顯然可看出，當焦點從A瞬時運動到B時，就溢出和信噪比而言，積分濾波器為最佳濾波器。
因此，濾波的形狀最好構作成獲得最佳折衷。一般來說，為獲得最佳濾波樣本，可對信號進行過取樣後對這些過取樣合適加權。在過取樣過程中，對數位化噪聲的頻譜合適整形可把比特/樣本數減小到一為1的極限。這可使用臺爾太-西格瑪轉換器，例如申請日為1996年9月11日的未決美國專利申請No.08/712137(ANA-64FWC)中所述的臺爾太-西格瑪轉換器，該申請是1994年10月20日申請、現已放棄的美國專利申請No.08/326276的繼續申請，這兩個申請的申請人都為Bernard M.Gordon、Hans Weedon和Louis R.Poulo，題目為使用臺爾太—西格瑪模數信號轉換器的數據收集系統(Data Acquisition System Using Delta-Sigma Analog-to-Digital Signal Converters)，這兩個申請作為參考包括在此。圖4示出這樣一個臺爾太-西格瑪模擬-數位訊號轉換器。如圖4所示，檢測器D(圖中為一二極體60，該檢測器為一固體檢測器，儘管也可使用其他種類的檢測器，例如氣體檢測器)的電流輸出直接送到電流輸入的輸入端，對臺爾太-西格瑪A/D轉換器64的臺爾太-西格瑪調製器62過取樣。該調製器的輸出送到數據率抽取和數字濾波器66，以把數據率減小到所需帶寬內並濾去高頻噪聲。濾波器66的輸出送到數字濾波和數據定序器68。該數字濾波和抽取器最好為一有限脈衝響應(FIR)濾波器，其預定的係數存儲在只讀存儲器(ROM)中，如上述未決專利申請所述，用來設定該濾波器的TAP。通過對與波形w(t)的所需周期數有關的TAP值的設置，即可方便地改變濾波函數F(t)的曲線形狀。在優選實施例中，抽取濾波器的響應的中間半周與焦點擺動波形非常相似，其外部半周可減小視圖之間的溢出以及調製器輸出的高頻噪聲。在一實施例中，濾波函數F(t)的值採用上述假設僅在三個周期即3Δ中≠0，即F(t)的值僅當|t|≤1.SΔ，或1.5Δ＜t＜+1.5Δ時≠0。但本發明顯然也可應用於其他類型的濾波器，包括其他類型的數字濾波器和/或其他類型的數字型信號轉換器(例如David B.Ribner和Michael A.Wu的美國專利No.5,142,286，題為Read-out Photodiode UsingDelta-Sigma Oversampled Analog-to-Digital Converters所述濾波器和臺爾太-西格瑪A/D信號轉換器)以及模擬濾波器，例如積分濾波器。
例1在位置A與B之間移動焦點的波形定義如下
該波形定義一常加速驅動信號。使用積分濾波器，
因此(SA)1=0-56=0.8330-,]]>ξ1＝0.20例2如Dolazza，Dr.Ing.Enrico在「The Bell-Spline，a DigitalFiltering/Interpolation Algorithm」Proceedings of the SPIE＝The InternationalSocietv for Optical Engineering.SPIE Volume 1092 Medical Imaging IIIImage Processing(1989)，pp.568-583中所述，使用也與w(t)相似、具有貝爾-仿樣(bell-spline)脈衝響應的不同種類的濾波器，可分析描述如下
其中，如上述論文所述，β為用bell函數對spline函數加權的參數。在圖5中，示出不同β值下的濾波積分核。
因此(SA)2=0-13+46120232+13+90/7,]]>以及=-13+1413+46]]>圖6比較這兩個例子的信噪比品質因數SA/σ和品質因數ξ。在圖6中，濾波器F1的品質因數為下列兩個數(SA/)/0-=0.833,]]>ξ＝0.2；而濾波器F2的品質因數為與參數β的不同值對應的點的坐標。
圖6示出，在該例中w(t)的情況下，濾波器F2所得結果比積分濾波器F1好，就是說，在同樣的信噪比下，F2的視圖之間的疊加少；在同樣的疊加下，F2的信噪比大。
圖7示出如何實現波形w(t)與濾波函數F(t)的同步。如圖所示，偏轉電子束、使電子束在點A與B之間運動的驅動電路80和指示何時開始一視圖的測量區間的視圖觸發器82都受掃描器計算機84的控制。這些部件可直接裝在轉盤14(如圖1所示)上。視圖觸發器的輸出接到DAS的濾波器86，使得驅動電路80提供的驅動函數w(t)與濾波函數F(t)同步。
因此本發明提供時域最優化DAS濾波器，即離散分離與x線檢測有關的信號，其中，線源與檢測系統的相對位置在兩個交替位置之間調節，以儘可能減小視圖之間的疊加，儘可能提高信噪比。本發明特別可在使用焦點擺動的CT系統中通過提高解析度和信噪比來提高圖象質量。事實上，本發明實現表示x線在相應空間位置上的讀數的離散數據組的最佳分離，使得發出x線的焦點與CT掃描器的x線檢測系統的相對位置的調節與用來調節焦點與x線檢測系統的相對位置的波形無關。本發明的另一個優點是，可使用很容易改裝在已有CT掃描器上的焦點擺動x線源來提高CT掃描器的成象質量。本領域普通技術人員可在權利要求限定的本發明精神和範圍內作出其他修正和提出其他實施例。因此，本發明不受上述說明的限制，而受後附權利要求的限定。
權利要求
1.一種用於一CT掃描器的數據收集系統，該CT掃描器包括(a)限定一x線源的一焦點的裝置，以及(b)按照一函數w(t)在至少兩位置之間移動該焦點的裝置，以對掃描過程中的線路進行取樣測量，這些線路決定於焦點在掃描的各視圖中的位置，所述數據收集系統包括至少一檢測器，根據掃描過程中的取樣測量生成一信號G(t)；以及濾波裝置，對信號G(t)濾波，其時間響應F(t)為w(t)的函數。
2.按權利要求1所述的數據收集系統，其特徵在於，F(t)為w(t)的函數，以減小取樣測量的視圖之間的溢出並提高取樣測量的信噪比s/σ。
3.按權利要求2所述的數據收集系統，其特徵在於，視圖之間的溢出由一品質因數ξ計量，該品質因數決定於組合在每一取樣測量值中的有用信號數量和無用信號數量。
4.按權利要求3所述的數據收集系統，其中，=[w(t+)+w(t-)]F(t)dtw(t)F(t)dt]]>
5.按權利要求2所述的數據收集系統，其特徵在於，信噪比由一品質因數計量，該品質因數等於組合在取樣測量值中的有用信號的數量與由有用和無用信號造成的光子噪聲的總取樣測量的rms(均方根)值之比。
6.按權利要求5所述的數據收集系統，其特徵在於，焦點位於位置A上時取樣測量SA的信噪比SA/σ由下式計算SA=kA,0-w(t)F(t)dtk0-F2(t)dtw(t)F(t)dtF2(t)dt,]]>其中，k為常數；
為焦點處於位置A上時一取樣周期中所測通量平均值；以及
為整個取樣測量中所測通量平均值。
7.按權利要求1所述的數據收集系統，其特徵在於，F(t)為w(t)的函數，以使取樣測量的視圖之間的信號分離和取樣測量的信噪比s/σ最優化。
8.按權利要求1所述的數據收集系統，其特徵在於，w(t)為一等於Δ的周期時間的周期變化函數。
9.按權利要求8所述的數據收集系統，其特徵在於，w(t)為一時間對稱變化信號，用來在所述位置之間移動焦點。
10.按權利要求9所述的數據收集系統，其特徵在於，w(t)為一正弦波。
11.按權利要求9所述的數據收集系統，其特徵在於，w(t)為一方波。
12.按權利要求9所述的數據收集系統，其特徵在於，w(t)為一梯形波。
13.按權利要求9所述的數據收集系統，其特徵在於，該濾波裝置為一積分濾波器，w(t)為一隨著所述焦點在兩位置之間移動使所述焦點作常加速運動的信號。
14.按權利要求8所述的數據收集系統，其特徵在於，w(t)為一時間不對稱變化信號，用來在所述位置之間移動焦點。
15.按權利要求14所述的數據收集系統，其特徵在於，w(t)為一鋸齒波。
16.按權利要求1所述的數據收集系統，其特徵在於，所述濾波裝置包括一形成一貝爾-仿樣脈衝響應的濾波器。
17.一種CT掃描器，包括(a)限定一x線源的一焦點的裝置；(b)按照一函數w(t)在至少兩位置之間移動該焦點的裝置，以便對掃描過程中的線路進行取樣，這些線路決定於焦點在掃描的各視圖中的位置；(c)至少一檢測器，根據掃描過程中獲得的樣本生成一信號G(t)；以及(d)濾波裝置，對信號G(t)濾波，其時間響應F(t)為w(t)的函數。
18.按權利要求17所述的掃描器，其特徵在於，F(t)為w(t)的函數，以減小取樣測量的視圖之間的溢出並提高取樣測量的信噪比s/σ。
19.按權利要求18所述的掃描器，其特徵在於，視圖之間的溢出由一品質因數ξ計量，該品質因數決定於組合在每一取樣測量值中的有用信號數量和無用信號數量。
20.按權利要求19所述的掃描器，其中，=[w(t+)+w(t-)]F(t)dtw(t)F(t)dt]]>
21.按權利要求18所述的掃描器，其特徵在於，信噪比由一品質因數計量，該品質因數等於組合在取樣測量值中的有用信號的數量與由有用和無用信號造成的光子噪聲的總取樣測量的rms(均方根)值之比。
22.按權利要求21所述的掃描器，其特徵在於，焦點位於位置A上時取樣測量SA的信噪比SA/σ由下式計算SA=kA,0-w(t)F(t)dtk-0F2(t)dtw(t)F(t)dtF2(t)dt,]]>其中，k為常數；
為焦點處於位置A上時一取樣周期中所測通量平均值；以及
為整個取樣測量所測通量平均值。
23.按權利要求17所述的掃描器，其特徵在於，F(t)為w(t)的函數，以使取樣測量的視圖之間的信號分離和取樣測量的信噪比s/σ最優化。
24.按權利要求17所述的掃描器，其特徵在於，w(t)為一等於Δ的周期時間的周期變化函數。
25.按權利要求24所述的掃描器，其特徵在於，w(t)為一隨時間對稱變化的信號，用來在所述位置之間移動焦點。
26.按權利要求25所述的掃描器，其特徵在於，w(t)為一正弦波。
27.按權利要求25所述的掃描器，其特徵在於，w(t)為一方波。
28.按權利要求25所述的掃描器，其特徵在於，w(t)為一梯形波。
29.按權利要求17所述的掃描器，其特徵在於，該濾波裝置為一積分濾波器，w(t)為一隨著所述焦點在兩位置之間移動使所述焦點作常加速運動的信號。
30.按權利要求24所述的掃描器，其特徵在於，w(t)為一時間不對稱變化信號，用來在所述位置之間移動焦點。
31.按權利要求30所述的掃描器，其特徵在於，w(t)為一鋸齒波。
32.按權利要求17所述的掃描器，其特徵在於，所述濾波裝置包括一形成一貝爾-仿樣脈衝響應的濾波器。
全文摘要
一種時域最優化改進DAS(40)濾波器(46),用於焦點(30)擺動型CT掃描器(10)中,其濾波時間響應F(t)為一把焦點(30)從一位置驅動到另一位置的波形w(t)的函數。
文檔編號A61B6/03GK1255842SQ9880502
公開日2000年6月7日 申請日期1998年5月11日 優先權日1997年5月13日
發明者恩裡科·多拉扎, 漢斯·威登 申請人:模擬技術公司