用於寬覆蓋和低劑量心臟ct成像的動態準直器的製作方法

2023-05-19 03:52:11

專利名稱：用於寬覆蓋和低劑量心臟ct成像的動態準直器的製作方法
技術領域：
一般來說，本發明的實施例涉及診斷成像，更具體地說，涉及能夠具有高時間解析度、減少由缺失數據和縱向截斷引起的圖像偽影以及減少輻射劑量的計算機斷層造影(CT) 成像的方法及裝置。
背景技術：
通常，在計算機斷層造影(CT)成像系統中，χ射線源向諸如患者或一件行李之類的對象或物體發射扇形射束。在下文中，術語「對象」和「物體」應包括能夠被成像的任何東西。射束在被對象衰減後，照射在輻射檢測器陣列上。在檢測器陣列接收到的已衰減射束輻射的強度通常取決於對象對X射線束的衰減。檢測器陣列的每個檢測器元件產生指示每個檢測器元件接收的已衰減射束的分開的電信號。電信號被發送至數據處理系統以供分析，分析最終生成圖像。一般情況下，χ射線源和檢測器陣列在成像平面內並且圍繞對象繞機架旋轉。X射線源通常包括在焦點發射X射線束的X射線管。X射線檢測器通常包括用於校準在檢測器接收的X射線束的準直器，與準直器相鄰、用於將X射線轉換為光能量的閃爍體，以及用於從相鄰閃爍體接收光能量並從其中產生電信號的光電二極體。通常，閃爍體陣列的每個閃爍體將X射線轉換為光能量。每個閃爍體向與之相鄰的光電二極體釋放光能量。每個光電二極體檢測光能量並產生對應的電信號。光電二極體的輸出則被發送至數據處理系統用於圖像重構。CT成像的重要現代應用之一就是用於心臟成像。然而，心臟成像技術、如冠狀動脈CT血管造影術提出特別的技術挑戰，其中之一就是需要高時間解析度來避免圖像中的運動偽影。獲得如此高的時間解析度的一種方式是使用寬覆蓋、多檢測器行CT(MDCT)系統在一次機架旋轉內掃描整個心臟區域。這裡，寬覆蓋是指能夠在一次繞軸旋轉(axial rotation)內覆蓋人心臟的大部分的χ射線束的縱向覆蓋。通常，為了保持時間解析度，只有來自大概一半掃描的數據被用於圖像重構。然而，遺憾的是，當大的χ射線錐形束角度大時，這樣的心臟半掃描成像方法面臨嚴重的缺失數據和縱向截斷問題。這種心臟半掃描方法引起的錐形束偽影在重構圖像中容易觀察到，並且使圖像質量嚴重下降。為了減輕與上述心臟半掃描技術相關聯的缺失數據和縱向截斷問題，採用寬覆蓋、全掃描心臟成像(即使採用半掃描重構方法)是一種解決方案。這種寬覆蓋、全掃描心臟成像提供了一種保持時間解析度、同時減輕與半掃描成像相關聯的數據缺失和縱向截斷問題的方式。然而，與半掃描心臟成像相比，全掃描心臟成像在對象上施加了更大的輻射劑量。事實上，全掃描心臟成像中的輻射劑量表現為在半掃描心臟成像之上輻射劑量50% (或更多)的增長。雖然為了使患者所受到的輻射劑量和掃描時間最小化而進行了各種努力，但是傳統的全掃描心臟成像不夠理想。因此，希望設計能夠具有高時間解析度、減少由缺失數據和縱向截斷引起的圖像偽影以及減少輻射劑量的用於CT成像的裝置和方法。

發明內容
本發明的一個實施例針對一種計算機斷層造影(CT)掃描儀，包括機架，其中具有開口以接納待掃描的對象；X射線源，布置於機架內，並且配置成在CT數據獲取期間將X 射線錐形束投影在對象；以及檢測器陣列，配置成檢測穿過對象的X射線。CT掃描儀還包括布置在X射線源附近的動態準直器；以及配置為使X射線源圍繞對象旋轉的控制器，其中，χ射線源的單次旋轉被分為第一半掃描和第二半掃描，在第一半掃描期間獲取第一成像數據集，在第二半掃描期間獲取第二成像數據集。控制器還配置為在從第一半掃描和第二半掃描其中之一獲取圖像數據之後，並且與從第一半掃描和第二半掃描其中另一個獲取圖像數據的開始同時，對動態準直器進行定位，其中，動態準直器配置為在第一半掃描和第二半掃描其中之一期間阻擋χ射線源發射的χ射線束的中央部分；以及使用第一成像數據集和第二成像數據集來重構CT圖像。本發明的另一實施例針對一種心臟CT成像的方法，該方法包括沿著旋轉環形路徑使X射線源圍繞掃描對象旋轉通過一系列投影角，其中X射線源的單次旋轉被分為第一半掃描和第二半掃描；從第一半掃描中獲取第一成像數據集；以及從第二半掃描中獲取第二成像數據集。該方法還包括在從第一半掃描和第二半掃描其中之一獲取圖像數據完成之後，並且與從第一半掃描和第二半掃描其中另一個獲取圖像數據的開始同時，運用準直器以在第一半掃描和第二半掃描其中之一期間阻擋X射線源發射的X射線束的中央部分； 以及使用第一成像數據集和第二成像數據集來重構CT圖像。本發明的另一實施例針對一種CT成像系統，包括可旋轉的機架，其中具有開口以接納待掃描的對象；X射線源，布置於可旋轉的機架內，並且配置成在CT數據獲取期間將 X射線束投影在對象；以及布置在X射線源附近的準直器，其中，準直器配置成可移動地定位於所投影的X射線束的路徑中。CT成像系統還包括計算機，計算機被編程以使X射線源圍繞對象完全地旋轉，其中X射線源的旋轉被分為第一半掃描和第二半掃描，從第一半掃描中獲取第一成像數據集，以及從第二半掃描中獲取第二成像數據集。計算機還被編程以在從第一半掃描和第二半掃描其中之一獲取成像數據之後，並且與從第一半掃描和第二半掃描其中另一個獲取成像數據的開始同時，並且在從第一半掃描和第二半掃描其中另一個獲取成像數據的整個過程中，可移動地對準直器進行定位以阻擋X射線源發射的X射線束的中央部分；以及使用第一成像數據集和第二成像數據集來重構CT圖像。其它各種特徵和優點將在接下來的詳細描述和附圖中變得顯而易見。


附圖舉例說明當前為實現本發明而考慮的一個優選實施例。在附圖中圖1是CT成像系統的示意圖。圖2是圖1所示的系統的示意框圖。圖3是CT系統檢測器陣列的一個實施例的透視圖。圖4是檢測器的一個實施例的透視圖。圖5是根據本發明的一個實施例的心臟CT成像的寬縱向檢測器方法的第一半掃描的示意表示。圖6是根據本發明的一個實施例的心臟CT成像的寬縱向檢測器方法的第二半掃描的示意表示。圖7是示出根據本發明的一個實施例的CT成像方法的流程圖。圖8是與非侵入式包裹檢查系統配合使用的CT系統的示意圖。
具體實施例方式本發明的工作環境是關於寬覆蓋、多檢測器行、計算機斷層造影(CT)系統來描述的。然而，本領域技術人員會理解，本發明同樣可適用於與其它多切片配置配合使用。而且， 將關於X射線的檢測和轉換來描述本發明。然而，本領域技術人員還會理解，本發明同樣可適用於其它高頻電磁能量的檢測和轉換。將關於「第三代」CT掃描儀來描述本發明，但是本發明同樣可適用於其它CT系統。參照圖1，計算機斷層造影(CT)成像系統10被表示為包括機架12，其代表了 「第三代」CT掃描儀。機架12具有X射線源14，X射線源14向在機架12的相對側上的檢測器組件或後置式患者準直器18投影χ射線束。現參照圖2，檢測器組件18由多個檢測器20 和數據獲取系統(DAS) 32組成。多個檢測器20感測穿過醫學患者22的所投影的χ射線 16,DAS 32將數據轉換為數位訊號以用於後續處理。每個檢測器20產生模擬電信號，該電信號表示照射的χ射線束以及因射線穿過患者22而得到的衰減射束的強度。在獲取χ射線投影數據的掃描期間，機架12和安裝在其上的部件繞旋轉中心M旋轉。機架12的旋轉和χ射線源14的操作由CT系統10的控制機構沈來控制。控制機構沈包括χ射線控制器觀，它為χ射線源14提供電力和定時信號；以及機架馬達控制器30，它控制機架12的旋轉速度和位置。圖像重構器34接收來自DAS 32的經過抽樣和數位化的χ射線數據，並且執行高速重構。重構的圖像作為輸入被施加到計算機36，計算機 36將圖像存儲在大容量存儲裝置38中。計算機36還經由控制臺40從操作者那裡接收命令和掃描參數，控制臺40具有某種形式的操作者接口，諸如鍵盤、滑鼠、聲音驅動的控制器或者任何其它合適的輸入裝置。 關聯的顯示器42允許操作者觀察來自計算機36的重構圖像和其它數據。計算機36使用操作者提供的命令和參數來向DAS 32、χ射線控制器觀和機架馬達控制器30提供控制信號和信息。另外，計算機36操作工作檯馬達控制器44來控制機動工作檯46，以定位患者 22和機架12。具體來說，工作檯46移動患者22全部或部分地通過圖1的機架開口 48。如圖3所示，檢測器組件18包括軌道17，其間設置有準直葉片或板19。板19被定位以在這種射束照射在例如圖4的位於檢測器組件18上的檢測器20上之前校準χ射線 16。在一個實施例中，檢測器組件18包括57個檢測器20，每個檢測器20具有像素元件50 的64X16的陣列大小。因此，檢測器組件18具有64行和912列(16X 57個檢測器)，這允許通過機架12的每次旋轉收集數據的64個同時切片。為了達到縱向的寬覆蓋以在一次旋轉中覆蓋人的整個心臟，通常需要多於64行的檢測器。所需檢測器行的數量是所需覆蓋範圍和檢測器行寬度的函數。參照圖4，檢測器20包括DAS 32，每個檢測器20包括在封裝51中排列的多個檢測器元件50。檢測器20包括相對於檢測器元件50定位於封裝51內的插腳52。封裝51定位於具有多個二極體59的背光(kicklit) 二極體陣列53上。背光二極體陣列53又定位於多層襯底M上。間隔塊55定位於多層襯底M上。檢測器元件50與背光二極體陣列 53光耦合，並且背光二極體陣列53又與多層襯底M電耦合。柔性電路56附在多層襯底 54的面57以及DAS 32上。檢測器20通過使用插腳52定位於檢測器組件18內。在一個實施例的操作中，χ射線照射在檢測器元件50內而產生光子，光子穿過封裝51，從而產生模擬信號，該信號在背光二極體陣列53內的二極體上被檢測。產生的模擬信號穿過多層襯底M、柔性電路56，到達DAS 32，在這裡，模擬信號被轉換為數位訊號。如上所述，計算機斷層造影的重要現代應用之一就是用於心臟成像。由於心臟的快速和接近恆定的運動，在心臟CT成像中使用高時間獲取速度來避免重構圖像中的運動偽影。為了達到如此高的時間解析度，為心臟成像已經開發了各種先進的獲取技術，包括快速機架旋轉速度、寬縱向檢測器覆蓋、多X射線源，等等。特別提到寬縱向檢測器方法，期望 χ射線源繞對象的一個單次繞軸旋轉對於患者群體中的大多數實現整個心臟的成像。傳統上，心臟成像採用半掃描獲取模式來執行，這慮及重構圖像所需要的成像數據從完全機架旋轉的基本上一半獲得。然而，由於在寬縱向檢測器方法中存在大的錐形束角度，採用半掃描獲取模式生成的圖像中可能存在嚴重的錐形束偽影。利用全掃描獲取模式可減輕圖像中存在的錐形束偽影，但是以在對象上的輻射劑量增加為代價。參照圖5，示出上述心臟CT成像的寬縱向檢測器方法的示意表示。圖5表示根據本發明的一個實施例的第一半掃描獲取，如下所述。χ射線源200發射χ射線錐形束201通過蝴蝶結濾波器202，濾波器202在光子到達待掃描的物體之前吸收X射線源200發出的低能量光子。X射線源200和蝴蝶結濾波器 202都繞成像體204的Z軸來繞軸旋轉。雖然圖5示出χ射線源200和蝴蝶結濾波器202 繞Z軸旋轉僅180度，但是這只是圖解說明錐形束201在整個掃描中的覆蓋，要理解，χ射線源200和蝴蝶結濾波器202能夠繞成像體204進行360度旋轉。在心臟CT成像中，成像體204代表整個心臟區域，並且是在χ射線源200和蝴蝶結濾波器202繞Z軸單次旋轉之後想要重構的區域。在圖5所示的例子中，成像體204在縱向具有160mm的尺寸(w = 160mm)，整個直徑是250mm(d = 250mm)，但是要理解，成像體 204並不限於這樣的尺寸。此夕卜，圖5中從χ射線源200到Z軸的距離為610mm，但是要理解，這個距離也不限於這樣的尺寸。為了成像體204的全掃描獲取，χ射線源200可繞成像體204旋轉完全繞軸旋轉 (即，360度)，來自這個全掃描的成像數據用於重構表示成像體204的圖像。在第一半掃描期間獲取成像數據後(即，完全繞軸旋轉的第一個180度+扇角)，具有與第一半掃描的角度互補的投影角度的成像數據在第二半掃描期間(即完全繞軸旋轉的第二個180度的段) 被獲取。因此，全掃描獲取提供了圖像重構中要使用的最大範圍的數據，這對於重構具有減少的偽影的圖像是有用的。例如，參照圖5，全掃描獲取允許在成像體204的區域206的完全360度掃描覆蓋，在區域208大於180度掃描覆蓋，並且在區域210小於180度掃描覆蓋。 為了重構圖像具有很少、甚至沒有錐形束偽影，希望至少180度的掃描覆蓋，採用全掃描獲取來基本上獲得這樣的掃描覆蓋。事實上，採用圖5中所述的例子，在這些條件下，經由全掃描獲取提供超過98%的覆蓋數據，只有最小區域210提供小於180度的掃描覆蓋。雖然全掃描獲取成功地使得能夠獲取具有最小錐形束偽影的圖像，但是這樣的全
6掃描獲取也使掃描物體遭受不希望有的額外輻射劑量。作為備選，半掃描獲取方法可用來減少輻射劑量，但這種方法本身導致了與全掃描獲取相比顯著較小覆蓋的數據可供用於圖像重構。如上所述，對於圖像重構，期望至少180度的掃描覆蓋。只使用半掃描獲取，可能有少得多的數據覆蓋，因而成像體204的基本部分對於圖像重構而言包含不夠的數據。例如，再參照圖5，採用半掃描獲取方法，成像體204的區域206會具有大於180度的掃描覆蓋，但是區域208會具有小於180度的掃描覆蓋，並且區域210會具有遠遠小於180度的掃描覆蓋，得到整個覆蓋數據的大約86 % (與採用全掃描獲取時大於98 %的覆蓋數據相比)。 僅僅傳統半掃描獲取中掃描覆蓋的缺失就導致不希望有的錐形束偽影，因而當錐形束偽影成為主要關注的問題時，半掃描獲取方法對於用在寬覆蓋心臟成像中而言不具吸引力。因此，雖然圖5示出根據本發明的一個實施例的第一半掃描獲取，但是希望有第二半掃描獲取以使得能夠獲取足夠的數據用於低偽影的圖像重構，而仍然使所掃描物體所受到的額外輻射劑量最小化。本發明的實施例實現了這樣一種分別採用第一和第二半掃描獲取的成像數據獲取方法，在本文中將關於圖6來進一步描述。參照圖6，示出根據本發明的實施例的第二半掃描獲取的示意表示。為了一致性和容易理解，圖5和圖6之間共同的元件共用共同的參考標號，各個共同的元件的目的或含義在這裡將不再重述。如以上關於圖5所述，通過使χ射線源200和蝴蝶結濾波器202繞成像體204的 Z軸來繞軸旋轉，獲取來自第一半掃描的圖像數據，並且成像數據在這個第一半掃描期間被連續地獲取。第一半掃描構成繞ζ軸的180度旋轉，連同X射線束的扇形角。在這個第一半掃描期間，由於在區域206獲得大於180度的掃描覆蓋，對於區域206獲取了足夠的圖像數據。然而，僅僅從第一半掃描中在區域208和區域210中獲取不夠的數據，因而全掃描獲取對於整個成像體204的有效圖像重構更具吸引力。因此，在第一半掃描期間的圖像數據獲取之後，χ射線源200進入繞成像體204的第二次180度繞軸旋轉，稱作第二半掃描。然而，與第二半掃描中的圖像數據獲取的開始同時，動態準直器212可移動地定位於χ射線源200和蝴蝶結濾波器202之間，以便有效地阻擋從χ射線源200發射的χ射線束的中央部分。以這種方式，動態準直器212阻擋從χ射線源200發射的χ射線束的大部分，但允許χ射線束的外側部分(也就是χ射線束在線214 以外的部分)在第二半掃描期間照射在所掃描的物體上。在第二半掃描期間沒有獲取在第一半掃描期間已經獲取的來自區域206的冗餘和不必要的圖像數據，而在第二半掃描期間仍然獲取來自欠抽樣的區域208和區域210的圖像數據，從而對於成像體204的大部分而言，使至少180度的數據覆蓋能夠被獲取。在從第一半掃描和第二半掃描獲取圖像數據後， CT圖像被重構。以上關於圖5和圖6所述的CT成像技術不僅使足夠的數據覆蓋能夠被獲取，而且實質上減少了所掃描物體所受到的潛在輻射劑量。此外，當此技術為具有一定的機架旋轉速度的心臟CT成像而實現時，在單次心跳內可完成整個全掃描獲取，從而達到避免運動偽影所需的高時間解析度。動態準直器212優選地由高衰減材料(例如鎢)構成，這使它能夠有效地阻擋χ射線源200發射的χ射線束的相當大的部分。雖然使用術語「準直器」，但是動態準直器212 並不是按常規意義將χ射線束整形，而是阻擋χ射線束的相當大的中央部分(即80% )，而允許χ射線束的外側部分照射在掃描物體上。不像CT成像中使用的常規準直器，動態準直器212還形成單個單元。此外，可在第一半掃描之後並且與第二半掃描的開始同時，採用任何適當的驅動手段使動態準直器212可移動地定位於χ射線源200和蝴蝶結濾波器202之間。然而，雖然前面所述的例子指定在第二半掃描期間運用動態準直器212，但是本發明不限於此。也就是說，動態準直器212能夠在第一半掃描期間被定位以阻擋χ射線束的一部分，而不在第二半掃描期間被定位以阻擋χ射線束的一部分。此外，動態準直器212能夠在全掃描的任何時段期間被定位以阻擋χ射線束的一部分。如果在第二半掃描期間不使用動態準直器212，在全掃描獲取期間，輻射劑量會比為了同樣覆蓋只採取半掃描獲取時高出例如不止50%。然而，採用動態準直器212在第二半掃描期間阻擋χ射線束的例如80%部分確保了被成像的物體被至少180度抽樣均勻覆蓋。這個方法相當於與傳統全掃描獲取相比使輻射劑量減少大約30%。輻射劑量的如此實質性減少，當結合了高時間解析度和減少的錐形束偽影時，使得關於本發明所述的寬覆蓋全掃描獲取技術對於心臟CT成像成為具有吸引力的選擇。現參照圖7，示出根據本發明的一個實施例的CT成像方法300。方法300從框302 開始，使X射線源沿著環形路徑繞掃描對象(例如患者)旋轉。在框304，從X射線源，從第一半掃描中獲取第一成像數據集。接下來，在框306，在第一半掃描期間的成像數據獲取完成後，並且與從第二半掃描獲取成像數據的開始同時，運用動態準直器。如上所述，動態準直器被配置為在第二半掃描期間阻擋χ射線源發射的χ射線束的相當大的部分。在框308， 從第二半掃描中獲取第二成像數據集，從而完成圖像數據的全掃描獲取。最後，在框310，使用獲取的第一和第二成像數據集來重構CT圖像。雖然上述例子具體地涉及心臟CT成像，但是本發明不限於此。本發明可應用於CT 成像的其它形式，特別是那些期望減小的或有限的輻射劑量的情況，包括神經研究和兒科掃描。現參照圖8，包裹/行李檢查系統100包括可旋轉的機架102，其中具有開口 104， 包裹或各件行李可通過開口 104。可旋轉的機架102容納高頻電磁能量源106以及檢測器組件108，檢測器組件108具有包括閃爍體單元的閃爍體陣列，類似於圖6或7中所示。還提供傳送系統110，其中包括由結構114支撐的傳送帶112以便自動且連續地使包裹或各件行李116通過開口 104以進行掃描。物體116被傳送帶112運送通過開口 104，然後獲取成像數據，以及傳送帶112以受控且連續的方式從開口 104中移出包裹116。結果，郵政檢查員、包裹處理者以及其他安全保衛人員可非侵入地檢查包裹116的內容物有無爆炸物、刀具、槍枝、違禁物等等。所公開的方法及裝置的技術貢獻在於提供了一種計算機，該計算機被實現為執行計算機斷層造影(CT)成像方法，該方法能夠具有高時間解析度，減小由缺失數據和縱向截斷引起的圖像偽影，以及減小輻射劑量。本領域技術人員會理解，本發明的實施例可與存儲有電腦程式的計算機可讀存儲介質接口並被其控制。計算機可讀存儲介質包括多個部件，諸如電子部件、硬體部件和/ 或計算機軟體部件中的一個或多個。這些部件可包括一個或多個計算機可讀存儲介質，這些介質通常存儲指令，諸如軟體、固件和/或彙編語言，用於執行序列的一個或多個實現或實施例中的一個或多個部分。這些計算機可讀存儲介質通常是非暫時的和/或有形的。這樣的計算機可讀存儲介質的例子包括計算機和/或存儲裝置的可記錄數據存儲介質。計算機可讀存儲介質可採用例如磁的、電的、光學的、生物的、和/或原子的數據存儲介質中的一個或多個。此外，這些介質可採取例如軟盤、磁帶、CD-R0M、DVD_R0M、硬碟驅動器和/或電子存儲器的形式。未列舉的其它形式的非暫時的和/或有形的計算機可讀存儲介質也可應用於本發明的實施例中。在系統的實現中，許多此類部件能夠被組合或分開。另外，此類部件可包括利用許多程式語言中的任一種編寫或實現的計算機指令集和/或系列，正如本領域技術人員會理解的那樣。另外，其它形式的計算機可讀介質、如載波也可用於包含表示指令序列的計算機數據信號，當一個或多個計算機執行指令序列時，使得一個或多個計算機執行序列的一個或多個實現或實施例中的一個或多個部分。因此，本發明的一個實施例針對計算機斷層造影(CT)掃描儀，包括機架，其中具有開口以接納待掃描的對象；χ射線源，布置在機架內，並配置成在CT數據獲取期間將χ射線錐形束投影在對象；以及檢測器陣列，配置為檢測通過對象的χ射線。CT掃描儀還包括布置於χ射線源附近的動態準直器；以及控制器，所述控制器配置為使χ射線源繞對象旋轉， 其中，χ射線源的單次旋轉被分為第一半掃描和第二半掃描，在第一半掃描期間獲取第一成像數據集，以及在第二半掃描期間獲取第二成像數據集。所述控制器還配置為在從第一半掃描和第二半掃描其中之一獲取圖像數據之後，並且與從第一半掃描和第二半掃描其中另一個獲取圖像數據的開始同時，對動態準直器進行定位，其中，動態準直器配置為在第一半掃描和第二半掃描其中之一期間阻擋χ射線源發射的χ射線束的中央部分；以及使用第一成像數據集和第二成像數據集來重構CT圖像。本發明的另一實施例針對心臟CT成像的方法，該方法包括使χ射線源沿著旋轉環形路徑繞掃描對象旋轉通過一系列投影角，其中X射線源的單次旋轉被分為第一半掃描和第二半掃描；從第一半掃描中獲取第一成像數據集；以及從第二半掃描中獲取第二成像數據集。該方法還包括在從第一半掃描和第二半掃描其中之一獲取圖像數據完成之後，並且與從第一半掃描和第二半掃描其中另一個獲取圖像數據的開始同時，運用準直器，以便在第一半掃描和第二半掃描其中之一期間阻擋X射線源發射的X射線束的中央部分；以及使用第一成像數據集和第二成像數據集來重構CT圖像。本發明的又一實施例針對CT成像系統，包括可旋轉的機架，其中具有開口以接納待掃描的對象；X射線源，布置於可旋轉的機架內，並配置成在CT數據獲取期間將X射線束投影在所述對象；以及布置在χ射線源附近的準直器，其中，準直器配置成可移動地定位於所投影的χ射線束的路徑中。CT成像系統還包括計算機，所述計算機被編程為使χ射線源繞對象完全旋轉，其中χ射線源的旋轉被分為第一半掃描和第二半掃描；從第一半掃描中獲取第一成像數據集；以及從第二半掃描中獲取第二成像數據集。所述計算機還被編程為在從第一半掃描和第二半掃描其中之一獲取成像數據之後，在開始從第一半掃描和第二半掃描其中另一個獲取成像數據時，並且在從第一半掃描和第二半掃描其中另一個獲取成像數據的整個過程中，可移動地對準直器進行定位以阻擋χ射線源發射的χ射線束的中央部分；以及使用第一成像數據集和第二成像數據集來重構CT圖像。本書面描述使用例子來公開本發明，其中包括最佳方式，也使任何本領域技術人員能夠實施本發明，包括製造和使用任何裝置或系統以及執行任何結合的方法。本發明的
9可專利範圍由權利要求來限定，並且可包括本領域技術人員想到的其它例子。如果此類其它例子具有與權利要求的文字表述沒有差異的結構元件，或者如果它們包含與權利要求的文字表述沒有本質差異的等效結構元件，則此類其它例子被規定為在權利要求的範圍之內。
權利要求
1.一種計算機斷層造影(CT)掃描儀(10)，包括機架(12)，所述機架(12)中具有開口 G8)以接納待掃描的對象02)； χ射線源(14，200)，所述χ射線源(14，200)布置於所述機架(12)內，並且配置為在CT 數據獲取期間將χ射線錐形束(201)投影在所述對象02)；檢測器陣列(18)，所述檢測器陣列(18)配置成檢測穿過所述對象02)的χ射線； 布置在所述χ射線源(14，200)附近的動態準直器012)；以及控制器06)，所述控制器06)配置為使所述χ射線源(14，200)圍繞所述對象0 旋轉，其中，所述χ射線源(14，200)的單次旋轉被分為第一半掃描和第二半掃描； 在第一半掃描期間獲取第一成像數據集； 在第二半掃描期間獲取第二成像數據集；在從第一半掃描和第二半掃描其中之一獲取圖像數據之後，並且與從第一半掃描和第二半掃描其中另一個獲取圖像數據的開始同時，對所述動態準直器(21 進行定位，其中， 所述動態準直器(212)配置為在第一半掃描和第二半掃描其中之一期間阻擋所述χ射線源 (14,200)發射的χ射線束O01)的中央部分；以及使用第一成像數據集和第二成像數據集來重構CT圖像。
2.如權利要求1所述的CT掃描儀，還包括蝴蝶結濾波器002)，所述蝴蝶結濾波器 (202)布置在所述χ射線源(14，200)附近以在低能量光子到達所述對象0 之前吸收低能量光子，其中，所述控制器06)配置為將所述動態準直器(21 定位於所述χ射線源 (14,200)和所述蝴蝶結濾波器(20 之間。
3.如權利要求1所述的CT掃描儀，其中所述動態準直器012)由具有高χ射線衰減特性的材料構成。
4.如權利要求3所述的CT掃描儀，其中所述動態準直器012)由鎢構成。
5.如權利要求1所述的CT掃描儀，其中所述動態準直器(212)包括配置為阻擋χ射線束O01)的一部分的單個元件。
6.如權利要求1所述的CT掃描儀，其中所述動態準直器(212)定位於距所述χ射線源(14，200) —定距離處，以便僅僅阻擋所述χ射線源(14，200)發射的χ射線束Q01)的中央部分，而允許χ射線束001)的外側部分到達所述對象。
7.如權利要求1所述的CT掃描儀，其中所述動態準直器(212)配置為在第二半掃描期間阻擋所述χ射線源(14，200)發射的χ射線束001)的80%。
8.如權利要求1所述的CT掃描儀，其中所述控制器06)配置為在所述對象02)的單次心跳內使所述χ射線源(14，200)圍繞所述對象0 完全地旋轉。
9.如權利要求1所述的CT掃描儀，其中所述控制器06)配置為由從所述χ射線源 (14,200)圍繞所述對象0 的完全旋轉獲取的第一成像數據集和第二成像數據集來重構 CT圖像。
10.如權利要求1所述的CT掃描儀，其中所述檢測器陣列(18)是多檢測器行陣列。
全文摘要
CT掃描儀包括布置在x射線源附近的動態準直器和配置為使x射線源圍繞對象旋轉的控制器，其中從x射線源的單次旋轉中獲取成像數據，單次旋轉分為第一半掃描和第二半掃描。控制器還配置為在從第一半掃描和第二半掃描其中之一獲取圖像數據之後，並且與從第一半掃描和第二半掃描其中另一個獲取圖像數據的開始同時，對動態準直器進行定位，以在第一半掃描和第二半掃描其中之一期間阻擋x射線源發射的x射線束的中央部分。CT掃描儀還配置為使用第一成像數據集和第二成像數據集來重構CT圖像。
文檔編號A61B6/03GK102462505SQ20101062513
公開日2012年5月23日 申請日期2010年12月27日 優先權日2010年10月29日
發明者R-A·H·尼爾森, 範家華 申請人:通用電氣公司