具有運動補償的計算機斷層攝影術的制作方法
【技術領域】
[0001] 本發(fā)明設及X射線斷層攝影設備和用于產生身體體積的體積模型的方法。借助于 體積模型例如可W產生身體體積、也即例如病人的身體內部的體積圖形。所述體積模型基 于身體體積的多個投影的像素值被構成，其中從不同的投影角度到投影面上的投影被產 生。在由投影計算體積模型時，運動被補償，其中身體體積在投影時間點之間進行所述運 動。按照本發(fā)明的X射線斷層攝影設備可W例如被構成為基于X射線的計算機斷層攝影裝 置。
【背景技術】
[0002] 為了產生每個投影，福射、例如X射線福射作為射線束穿過身體體積、也即例如病 人被投影到探測器的福射傳感器上。射線的全部典型地定義射線扇(傳統(tǒng)的CT-傳統(tǒng)的計算 機斷層攝影術)或者錐形射線(錐形射線CT，Cone-Beam-CT(錐束CT))。通過福射傳感器的全 部、也即福射傳感器矩陣總共提供投影面。每個福射傳感器均產生像素值。每個像素因此表 示投影面的單個面積元素。通過旋轉福射源和旋轉具有其投影面的探測器，身體體積從不 同的投影角度被透射。
[0003] 體積模型的計算可W基于射線的光路(S化ahlenverlauf)的由計算機斷層攝影術 已知的重建，利用所述射線，身體體積被透射:對于給定的投影角度，從每個福射傳感器的 位置出發(fā)朝向福射源的射線途徑被重建。
[0004] 通過對于投影的所有像素值和對于所有投影角度重建光路，對于身體體積的各個 體積元素得出例如關于所使用的福射的位于體積元素中的材料的吸收特性的值。分配給體 積元素的運樣的值也稱作體素值(體素-體積元素）。用于吸收系數的合適的值說明是亨氏 單位(冊）。體積元素和對于所述體積元素求取的體素值的總和構成所描述的數字體積模 型，所述體積模型可W作為所謂的3D圖像數據組被提供。在人或者動物的情況下，可W在體 積模型中推斷出組織、骨骼和器官的位置和形狀。
[0005] 為了從不同的投影角度獲得投影，使探測器和福射源沿著預先給定的軌跡圍繞身 體體積運動。通常設及圍繞轉動中屯、的轉動運動，身體體積被布置在所述轉動中屯、中。所述 軌跡因此可W是環(huán)形軌道或者螺旋。在此所述探測器通常不準確地跟蹤按計劃的軌跡。由 于探測器的支承結構的由重量引起的形變，可能發(fā)生每個福射傳感器的傳感器位置的偏 差。傳感器位置的該偏差在重建光路時應被考慮，W便在設及確定的體積元素的吸收系數 的計算時，正確的像素值被彼此組合。
[0006] 由此可W將探測器和福射源的實際的軌跡與按計劃的軌跡的偏差描述為在焦點 (福射源)和探測器之間的相對運動，并且相應地將探測器位置向量U和V定義為投影平面在 空間中的位置的描述W及對于焦點的位置定義源向量S。對于每個投影角度，運樣的向量U、 V、S被定義，W便在重建光路時校正傳感器位置或者源位置，也即適配于真實事實。如果于 是還要探測身體體積的運動，其方式是:例如利用攝像機在計算機斷層攝影裝置中拍攝病 人，并且從中導出所述病人的固有運動，那么還可W對于每個投影角度確定對象向量0, W 便在重建時也補償身體體積的所述運動。不同表達地，對于每個投影角度可W確定3X4元 素的透視變換矩陣，所述矩陣可W被作為光路的重建的基礎。
[0007] 如果所述探測器已經采取確定的投影角度，那么借助于探測器位置向量u、v可W 說明，所述探測器如何相對于其在構造上設置的位置例如由于支承結構的形變而推移。完 全一樣地，福射源關于其在構造上設置的位置的推移(Verschiebung)能夠借助于源向量S 被描述。各自的在構造上設置的位置由具有福射傳感器的探測器W及福射源的機械懸掛裝 置的結構形式、也即例如由結構計劃得出。因此例如探測器位置向量U、V和源向量S可W表 明：分別相對于探測器或者福射源在理想剛性機械懸掛裝置的情況下將會具有的位置，所 述探測器已經下降1毫米，并且所述福射源例如向前傾斜半毫米。
[0008] 為了對于每個投影角度找出探測器(探測器位置向量u、v)和福射源(源向量S)彼 此的相對位置變化，可W動用離線校準措施，在所述離線校準措施中，具有已知幾何形狀的 人體模型(Phantom)被復制。但是?？诘乃惴ㄒ部蒞被使用，所述算法一般可W基于病人的 圖像數據確定幾何形狀(Y. Kyriakou等人"Simultaneous misalignment correction for approximate curcular cone-beam computed tomography",在Physics in Medicine and Biology, 53, 6267，2008中）。通過本發(fā)明例如改進該算法。
[0009] 借助于探測器位置向量U、V、對象向量0和源向量S，運動補償可W被執(zhí)行。所述運 動校正至今是剛性的，也就是說僅在一個空間方向上通過相應的推移的平移運動借助于所 述的校正向量被補償，也即被算出。運不僅適用于對象運動而且適用于探測器關于福射源 的轉移。所述對象在此因此被看作理想剛性體，所述理想剛性體在運動時不變形。對象的所 有部分在所述假設的情況下始終實施在相同方向上的運動。
[0010] 因此在現有技術中不可行的是對身體體積的柔性的非剛性運動、也即變形的均 衡。但是運些非剛性運動可能例如通過病人的呼吸運動引起。但是運樣的非剛性運動在來 自現有技術的方法中阻止相容的圖像重建。

【發(fā)明內容】

[0011] 本發(fā)明所基于的任務是，在計算體積模型時補償非剛性運動。
[0012] 所述任務通過獨立專利權利要求解決。本發(fā)明的有利的改進方案通過從屬權利要 求給出。
[0013] 在按照本發(fā)明的方法中，也基于多個、在不同的投影角度情況下產生的投影計算 體積模型。在重建光路時，對于至少一個投影角度，每個福射傳感器的傳感器位置借助于至 少一個校正向量被校正。如由現有技術已知的，每個校正向量被設計用于描述或者補償投 影面的位置與按計劃的運動軌跡的偏差。通過校正向量尤其W已知的方式實現:體積模型 基于經校正的傳感器位置被產生，所述體積模型滿足預先確定的優(yōu)化標準，其中因此圖像 特性相對于由未校正的傳感器位置計算的體積模型被改善，也即例如成像失真被減少。
[0014] 按照現有技術，投影面的位置在給定的投影角度情況下借助于描述的探測器位置 向量U和V總地被推移，也即仿做剛性運動。而按照本發(fā)明現在規(guī)定，對于一個或多個或所有 的投影角度，將所述投影面分別劃分為多個分面，并且對于分面彼此無關地分別求取自身 的校正向量。對于每個投影角度因此不僅僅存在各一個校正向量U、V，而是存在多個校正向 量ul、u2至un和vl、v2至vn，其中n是分面的總數。每個分面在此可W包括一個或多個像素。 所述分面因此換句話說表示投影面的段(Segment)。所述分面可W例如是瓷磚形的、也即矩 形的。
[0015] 所述校正向量可W被相加成由X射線斷層攝影設備的結構計劃已知的坐標，也即 分別描述與投影角度有關的位置變化，或者被定義為具有與投影角度有關的坐標的絕對位 置向量。對于兩種情況，所述向量運里被稱作校正向量。結合本發(fā)明，校正向量通?？蒞被 理解為關于所屬的分面的空間推移的說明。校正向量優(yōu)選地是3D向量。對于每個分面，兩個 校正向量也可W描述在第一空間方向上的推移U和在第二空間方向上的另一個推移V，其中 U和V例如可W彼此正交地取向。所述校正向量可W例如如在開始時描述的方法中的兩個已 知的探測器位置向量U和V那樣被使用。
[0016] 通過現在對于每個分面為確定的投影向量求取自身的校正向量，因此可W通過兩 個或多個分面的校正向量的相應的值，在計算上彼此相對地推移兩個分面。運實際上意味 著，福射傳感器彼此相對運動。但是運在機械上是不可能的，因為所述福射傳感器在探測器 中彼此固定地連接。通過在計算上對分面的相對運動的運種仿效實際上被補償的是身體體 積的變形。因此代替在計算體積模型時耗費地模仿柔軟的、能變形的身體體積，剛性身體體 積被假設，并且例如病人的器官的變形通過投影面的可移動的分面建模，所述分面可W彼 此相對推移。因此也即總共對于在投影面圍繞身體體積運動時的整個記錄過程，對于分面 得出無關的子軌跡，所述子軌跡對于每個位置角度和對于每個分面通過校正向量來描述。 換句話說，因此在身體體積中的失真通過在計算上彼此相對推移分面被補償，所述推移優(yōu) 選地是空間的。由此大量失真可W成功地被補償。
[0017] 為了重建從確定的福射傳感器、也即確定的像素朝向福射源的光路，在現有技術 中通常使用經過濾的背投影，所述背投影可W借助于已知的Fledkamp重建算法（即K-化Idkamp重建)被執(zhí)行。然而如果如按照本發(fā)明規(guī)定的那樣，投影面被劃分成多個分面，貝U 所述FDK算法可能證實是不合適的。按照本發(fā)明的方法的有利的改進方案因此規(guī)定，所述體 積模型借助于代數重建技術(ART)被求取。代數重建技術基于W下方案:例如迭代地計算體 積模型的吸收系數并且在此情況下在每個迭代步驟中根據一個或多個優(yōu)化校準的改善進 行吸收系數的校正。由此在ART中在每個迭代之間將重建結果與測量的數據比較，使得即使 分面的坐標借助于校正向量相對彼此被推移，與數據的相容性也保持被保證，運確實不對 應于福射傳感器的真實的布置。
[0018] ART算法的示例是在化址irchen等人的出版物中（C. Neukirchen, M. Giordano 和S. Wiesner, "An iterative method fo