用于针对心脏和肺图像的光子计数CT的心脏重建的制作方法

以下总体涉及利用光子计数探测器的心脏成像，并且被描述为具体应用于计算机断层摄影(ct)。然而，以下还涉及其他成像应用。

背景技术：

计算机断层摄影(ct)扫描器包括发射x射线辐射的x射线管。辐射穿过位于视场中的对象或物体，并且由此被衰减。探测器阵列探测穿过视场的辐射，并且产生表示其的信号。重建器重建信号以产生体积图像数据。

被配置用于谱成像的计算机断层摄影扫描器已经包括光子计数探测器像素。在这样像素的情况下，生成的信号包括均具有指示探测到的光子的峰值幅度或峰值高度的电流或电压。该信号是被求解并且随后被处理的能量。重建器重建谱和非谱体积图像数据。

心脏ct需要高通量以在如在扫描期间视觉地冻结心脏运动所需的快速机架旋转期间得到足够的信噪比。在高通量心脏ct扫描的情况下，一些探测器将会接收高通量。例如，接收穿过患者的周边和/或患者的肺的辐射的探测器将会接收高通量，其中，患者仅具有微小的衰减。

遗憾地，光子计数探测器像素具有有限的计数速率。因此，被配置为具有光子计数探测器像素的ct扫描器不会非常适合于高通量心脏ct研究。

技术实现要素：

在一个方面中，一种方法包括与心动周期信号协作地在第一通量水平与不同的第二通量水平之间调制发射辐射的通量，使得所述通量在具有第一心脏运动的第一心脏运动阶段期间处于所述第一通量水平处，并且在具有第二心脏运动的第二心脏运动阶段期间处于所述第二通量水平处，其中，所述第一通量水平小于所述第二通量水平，并且其中，所述第一心脏运动大于所述第二心脏运动。所述方法还包括探测经调制的发射辐射并且产生指示探测到的经调制的发射辐射的投影数据。所述方法还包括利用第一重建窗口重建所述投影数据，所述第一重建窗口将第一权重应用于对应于所述第一心脏运动阶段和较低的第一通量水平的所述投影数据的第一子集，并且将不同的第二权重应用于对应于所述第二心脏运动阶段和较高的第二通量水平的所述投影数据的第二子集，以生成第一体积图像数据，其中，所述第一权重大于所述第二权重。

在另一方面中，一种成像系统，包括：辐射源，其被配置为关于检查区域旋转并且发射穿过所述检查区域的辐射。辐射源控制器被配置为控制所述辐射源与心动周期信号协作地在第一通量水平与不同的第二通量水平之间调制发射辐射的通量，使得所述通量在具有第一心脏运动的第一心脏运动阶段期间处于所述第一通量水平处，并且在具有第二心脏运动的第二心脏运动阶段期间处于所述第二通量水平处，其中，所述第一通量水平小于所述第二通量水平，并且其中，所述第一心脏运动大于所述第二心脏运动。辐射敏感像素的阵列被配置为探测穿过所述检查区域的辐射并且生成指示探测到的辐射的信号。重建器被配置为利用第一重建窗口重建所述投影数据，所述第一重建窗口将第一权重应用于对应于所述第一心脏运动阶段和较低的第一通量水平的所述投影数据的第一子集，并且将不同的第二权重应用于对应于所述第二心脏运动阶段和较高的第二通量水平的所述投影数据的第二子集，以生成第一体积图像数据，其中，所述第一权重大于所述第二权重。

在又一方面中，一种被编码有计算机可读指令的计算机可读存储介质，所述计算机可读指令在由处理器运行时令所述处理器：与心动周期信号协作地在第一通量水平与不同的第二通量水平之间调制发射辐射的通量，使得所述通量在具有第一心脏运动的第一心脏运动阶段期间处于所述第一通量水平处，并且在具有第二心脏运动的第二心脏运动阶段期间处于所述第二通量水平处，其中，所述第一通量水平小于所述第二通量水平，并且其中，所述第一心脏运动大于所述第二心脏运动；接收由探测经调制的发射辐射的探测器生成的投影数据；并且利用第一重建窗口重建所述投影数据，所述第一重建窗口将第一权重应用于对应于所述第一心脏运动阶段和较低的第一通量水平的所述投影数据的第一子集，并且将不同的第二权重应用于对应于所述第二心脏运动阶段和较高的第二通量水平的所述投影数据的第二子集，以生成第一体积图像数据，其中，所述第一权重大于所述第二权重。

附图说明

本发明可以采取各种部件和部件的布置，以及各种步骤和步骤的安排的形式。附图仅出于图示优选实施例的目的，并且不得被解释为对本发明的限制。

图1示意地图示了具有光子计数探测器像素的阵列的范例成像系统。

图2图示了ecg信号的范例。

图3图示了结合范例ecg信号的范例通量调制模式。

图4图示了结合范例ecg信号的范例心脏重建窗口。

图5图示了结合范例ecg信号的范例肺重建窗口。

图6图示了结合范例ecg信号的另一范例肺重建窗口。

图7图示了结合范例ecg信号的另一范例肺重建窗口。

图8图示了根据本文中的实施例的方法。

具体实施方式

图1示意地图示了范例成像系统100，诸如计算机断层摄影(ct)扫描器。成像系统100包括旋转机架102和固定机架104。旋转机架102由固定机架104可旋转地支撑。旋转机架102被配置为围绕纵轴或z-轴在检查区域106周围旋转。成像系统100还包括在扫描之前、期间和/或之后支撑检查区域106中的对象或物体的对象支撑物107。对象支撑物107也能够用于将对象或物体装入检查区域106和/或从检查区域106取出。

在图示的范例中，心动周期监测器108和特征识别器110与范例成像系统100一起用于心脏扫描。在一个实例中，心动周期监测器108和/或特征识别器110是成像系统100的一部分。在另一实例中，心动周期监测器108和/或心动周期特征识别器110与成像系统100分离。心动周期监测器108从被设置在对象上和/或附近的传感器接收电信号，并且生成指示心脏的电活动的心动周期信号，诸如心电图(ecg或ekg)。

图2图示了具有两个心动周期202和204的ecg信号200的子部分的范例。在图2中，第一或y-轴206表示以毫伏(mv)为单位的电压，而第二或x-轴208表示时间。心动周期202和204中的每一个包括心室收缩期210和心室舒张期212。通常，心室收缩期210在心动周期202和204的qrs波群216的r峰214之后不久开始，并且在在t波218的末端处结束。在收缩期210期间，心室收缩(qrs波群216)并且然然后随后再极化(t波218)。

心室舒张期包括u波220(乳头肌再极化)和p波222(心房收缩)。在心室舒张期212期间，心脏松弛，并且心室再填充循环的血液。r-r间隔224表示相对于心动周期202和204的r峰214的心动周期的持续时间。区域226对应于其中心脏的运动相对于心动周期的其他区域最小的区域，并且已经称为“安静阶段”。通常，这样的区域已经位于进入r-r间隔224的大约40％、70％处。

参考图1和2，特征识别器110被配置为识别由心动周期监测器108生成的心动周期信号的预定特征。例如，特征识别器110被配置为识别具体波(例如，qrs波群216、t波218、u波220、p波222、和/或其他波)的峰。在一个非限制性实例中，特征识别器110被配置为识别r峰214。这能够电压水平阈值化和/或其他方法来实现。一旦被识别，特征识别器110生成指示心动周期的预定特征被识别的触发信号。

参考图1，成像系统100还包括由旋转机架102可旋转地支撑的辐射源112，诸如x射线管。辐射源112与旋转机架102一起在检查区域106周围旋转，并且被配置为生成并发射穿过检查区域106的辐射。成像系统100还包括辐射源控制器114。辐射源控制器114被配置为调制生成的辐射的通量。例如，辐射控制器114能够选择性地改变辐射源112的阴极加热电流，应用电荷以抑制辐射源112的电流，对发射的辐射等进行滤波等以调制通量。在图示的范例中，辐射源控制器114基于预定调制模式来调制通量。

图3示出了结合ecg信号200的范例调制模式300。在图3中，第一或y-轴302表示以毫安(ma)为单位的电流。图示的调制模式300与ecg信号200共享x-(时间)轴208。在该范例中，调制模式300在较高通量水平304与较低(非零)通量水平306之间切换生成的辐射的通量。此外，调制模式300针对对应于安静阶段226的时间窗口308将生成的辐射的通量切换到较高通量水平304，并且在安静阶段226之外切换到较低通量水平306。在其他实施例中，调制模式300能够针对(一个或多个)不同的和/或额外的阶段在多于两个的不同通量水平之间以离散和/或连续方式等进行切换。在变型中，调制模式还可以包括其中管电流并且因此通量为零的一个或多个区域。这能够利用能够被定位在射束路径中或外的网格切换管和/或物理滤波器来实现。

返回到图1，成像系统100还包括辐射敏感探测器像素116的一或二维阵列115。像素116跨检查区域106位于辐射源112对面，探测穿过检查区域106的辐射，并且生成指示其的电信号(投影数据)。在图示的范例中，像素116包括直接转换光子计数探测器像素。利用这样的像素，生成的信号包括具有指示探测到的光子的能量的峰值幅度或峰值高度的电流或电压。直接转换光子计数探测器像素可以包括任何合适的直接转换材料，诸如cdte、cdznte、si、ge、gaas或其他直接转换材料。

成像系统100还包括脉冲整形器118，所述脉冲整形器处理由探测器像素116输出的电信号并且生成指示探测到的光子的能量的脉冲(诸如电压或其他脉冲)。在变型中，由探测器像素116输出的电信号被预处理(例如，被放大等)，并且脉冲整形器118处理经预处理的信号。成像系统100还可以包括能够分辨脉冲的能量分辨器120。在图示的范例中，能量分辨器120包括至少一个比较器122，所述比较器比较脉冲的幅度与对应于感兴趣能量的至少一个能量阈值。比较器122产生指示探测到的光子的能量是在阈值之上还是在阈值之下的输出信号。

成像系统100还包括针对每个阈值增大(或减小)计数值的计数器124。例如，当针对具体阈值的比较器122的输出指示脉冲的幅度超过对应的阈值时，针对该阈值的计数值被增大。成像系统100还包括将计数的脉冲分配到对应于不同能量范围的能量分箱的分箱器126。例如，分箱可以被定义用于两个阈值之间的能量范围。在该范例的情况下，分箱器126将导致针对较低阈值而非针对较高阈值的计数的光子分配到被定义用于两个阈值之间的能量范围的分箱。

成像系统100还包括重建器128，所述重建器利用谱和/或非谱算法重建经分箱的数据并生成谱和/或非谱体积图像数据。重建器128能够采用经滤波的反向投影、迭代、和/或其他重建算法。这包括加权和非加权重建算法。如在下面更详细地描述的，范例加权重建算法针对当通量处于较高通量水平304时采集的投影数据在更大程度上对投影数据加权。在另一范例中，加权重建算法针对当通量处于较低通量水平306处时采集的投影数据在更大程度上对投影数据加权。

这样的算法非常适合于利用图3所示的调制模式300和/或控制通量使得其在心动周期的安静阶段期间处于高水平的其他通量调制模式的心脏研究。例如，针对当通量在安静阶段226内处于较高通量水平304时采集的投影数据在更大程度上对投影数据加权的加权重建算法能够用于生成心脏的体积图像数据，并且针对当通量在其他阶段内处于较低通量水平306时采集的投影数据在更大程度上对投影数据加权的加权重建算法能够用于生成肺(并且任选地对象的周边)的体积图像数据。

这能够在下文中如所描述的那样来实现。在扫描之前，管电流调制模式被确定。例如，模式可以在最后的r峰之后使电流坡升300毫秒(300msec)，并且随后再次使电流降低另一300msec。该模式假定某一长度的近似恒定的心跳。对于重建，图像在心动周期的70％处被重建。较高通量水平304的持续时间能够长于所需的用于重建的选通窗口宽度。如果这样的话，当通量处于较高通量水平304处时权重不必总是高的。然而，当通量处于较高通量水平304时，权重能够总是高的。

以此方式，心脏的体积图像数据具有用于诊断目的合适的信噪比。此外，肺的体积图像数据将不会包括由辐射敏感像素116的阵列的光子计数探测器像素的有限计数速率引起的伪影。此外，对象计量相对于完全在较高水平的通量304处的扫描被减少。

心脏的体积图像数据和肺的体积图像数据能够被同时视觉地显示在显示屏的不同、交叠、或相同的显示窗口中。此外，心脏的体积图像数据和肺的体积图像数据能够被备选地视觉地显示。图像处理器130能够用于组合心脏的体积图像数据和肺的体积图像数据以形成的单个体积图像数据集。为此，在一个范例中，心脏或肺能够被分割，并且与肺的体积图像数据或心脏的体积图像数据组合。

成像系统100还包括计算系统，其充当操作者控制台132并且包括输出设备(诸如显示器)和输入设备(诸如键盘、鼠标等)。驻留在控制台132上的软件允许用户控制系统100的操作。例如，控制台132能够用于识别成像协议(例如，具有通量调制和加权重建的心脏成像)，初始化扫描，并且基于识别的成像协议控制辐射源控制器114和重建器128以调制通量并采用具体的重建算法。

应认识到，心脏监测器108、特征识别器110、脉冲整形器118、分辨器120、比较器122、计数器124、分箱器126、重建器128、图像处理器130和控制台132能够经由电路和/或软件/固件来实施。例如，控制台132包括一个或多个处理器(例如，中央处理单元、微处理器等)和被编码有计算机可执行指令的计算机可读介质(其不包括暂态存储器，而包括物理存储器)，当所述计算机可执行指令被一个或多个处理器执行时，所述计算机可执行指令令一个或多个处理器执行本文中描述的功能中的一个或多个。

如在上面简单描述的，重建器128能够采用加权重建算法。以下描述了加权重建算法的范例。通常，每个重建窗口的宽度通过重建的完整性情况来确定，使得每一个体素由源辐射至少一个180度(180°)加上扇形角(或在针对平行锥形射束重分箱的扇形射束之后的180°)。

图4示出了具有结合ecg200和调制模式300的重建窗口400的范例重建算法。在该范例中，重建窗口400是用于心脏的重建窗口。在该范例中，心脏重建窗口400对应于安静阶段226，并且位于其中辐射源电流在较高通量水平304处被调制的时间段内。在其他实施例中，心脏重建窗口400能够更窄或更宽，包括覆盖当辐射源电流在较低通量水平306处被调制时的时间。

图5、6和7分别示出了具有结合ecg200和调制模式300的重建窗口500、600和700的范例重建算法。在这些图中，重建窗口500、600和700是用于肺的呼吸重建窗口。

在图5中，呼吸重建窗口500覆盖了辐射源电流在较低通量水平306处被调制的整个时间。在图6中，呼吸重建窗口600覆盖辐射源电流在较低通量水平306处被调制的时间的仅一部分。在图7中，呼吸重建窗口700接近心脏重建窗口400(图4)，但是只在辐射源电流在较低通量水平306处被调制之处。

因此，在图7的呼吸重建窗口700的情况下，心脏和肺图像的运动状态将会具有极小差异。呼吸重建窗口700可以被定位在心脏重建窗口400之前或之后(如图7所示)。在变型中，呼吸重建窗口700也可以在心脏重建窗口400的部分之前或在心脏重建窗口400的部分之后被分裂。

在koken的“apertureweightedcardiacreconstructionforcone-beamct”(phys.med.biol.51(2006)3433–3448)中描述了非迭代重建的非限制性范例。在nielsen的“cardiaccone-beamctvolumereconstructionusingart”(med.phys.32(4)(2005)851–860)中描述了迭代重建的非限制性范例。根据koken，合适的重建能够如等式1中所示被公式化：

等式1：

其中表示目标点，表示目标函数，l和表示指数，表示加权函数，表示预处理的投影数据，φ表示被投影到xy-平面上的平行线的角度，并且和表示目标点的投影的探测器坐标。

对于心脏重建，其中，ωc表示心脏权重，ωap表示孔权重，并且对于肺重建，其中，对于所有{φ|i(φ)＝i低}，ωl(φ)＝1，并且否者为0。

在另一实施例中，对于其中到探测器的x射线通量不超过指示探测器的计数速率限制的预定阈值的所有投影，ωl(φ)＝1，并且对于其中到探测器的x射线通量超过指示探测器的计数速率限制的预定阈值的所有投影，ωl(φ)＝0。该实施例非常适合于其中过多通量水平能够通过硬件、软件、和/或以另外的方式在探测器本身内被探测到的构造。

在其他实施例中，ωl(φ)包括边界上的cos²平滑、到心脏相位点的最小时间距离、或确保180度加上数据的扇形角度但并非更多的时间宽度。在另一实例中，其中,对所有{(φ,u,h)|i^det(φ,u,h)<i^sat}，为1，并且否者为0。在该实例中，i^sat是其中探测器饱和的强度，并且ωl(φ)是本文中描述的加权函数。

图8图示了根据本文描述的实施例的方法。

应认识到，下面动作的顺序是用于解释性目的，而不是进行限制。这样，其他顺序在本文中也被考虑。此外，动作中的一个或多个可以被省略，和/或一个或多个其他动作可以被包括。

在802处，患者被加载到具有光子计数探测器像素的成像系统的对象支撑物上并且关于成像区域被定位以便进行扫描。

在804处，辐射发射通量在至少第一通量水平与第二通量水平之间被调制，其中，第一通量水平高于第二通量水平，并且所述调制与患者的心动周期的安静阶段协调，使得安静阶段期间的辐射发射通量为较高的通量。

在806处，扫描被执行，生成投影数据。应认识到，扫描能够是用于圆形、螺旋、分步和拍摄(例如，轴向)的选通重建、和/或其他扫描。

在808处，投影数据利用心脏加权重建算法来重建，所述心脏加权重建算法对对应于安静阶段的投影数据的第一部分比对应于安静阶段之外的一个或多个阶段的投影数据的第二部分更高地加权，从而生成心脏体积图像数据。

在810处，投影数据利用肺加权重建算法来重建，所述肺加权重建算法对对应于安静阶段之外的一个或多个阶段的投影数据的第二部分比对应于安静阶段的投影数据的第一部分更高地加权，从而生成呼吸体积图像数据。

在812处，心脏体积图像数据和呼吸体积图像数据如在本文中讨论的那样和/或以另外的方式被显示。

本文中讨论的方法中的至少一部分可以通过被编码或被嵌入在计算机可读介质(其不包括暂态介质)上的计算机可读指令来实施，当所述计算机可读指令被(一个或多个)计算机处理器执行时，令(一个或多个)处理器执行所描述的动作。额外地或备选地，计算机可读指令中的至少一个由信号、载波或其他暂态介质承载。

已经参考优选实施例描述了本发明。他人在阅读和理解以上具体实施方式的情况下能够想到修改或替代。本发明旨在被解释为包括所有这种修改和替代，只要它们落入权利要求书及其等价方案的范围之内。