专利名称：用于检查强烈衰减的检查对象的改进的ct拍摄的制作方法利用CT系统来扫描检查对象的方法一般是公知的。其中例如采用圆扫描、具有推进值的顺序圆扫描或者螺旋扫描。在这些扫描中，借助至少一个X射线源和至少一个设置在对面的检测器从不同的拍摄角度拍摄检查对象的吸收数据，并且借助相应的再现方法将这样收集的吸收数据或投影计算成检查对象的截面图像。为了根据计算机断层造影设备(CT设备)的X射线CT数据组来再现计算机断层造影图像，也就是根据所采集的投影来再现计算机断层造影图像，目前作为标准方法采用所谓的滤波反投影方法(Filtered Back Projection ；FBP)。最近开发了更为费事的方法， 例如迭代的再现方法，利用这些方法可以消除常规FBP中的至少一些限制。如果要评估再现的CT图像的质量，则噪声是主要的参数。该噪声可以分为量子噪声和电子噪声，后者也称为检测器噪声。量子噪声通过在由X射线源发射的X射线在穿过检查对象过程中发生散射和吸收时的随机波动引起。这导致尽管存在一致的拍摄状况也会有不同数量的X射线量子随机分布地击中检测器。相反，检测器噪声是检测器中的热噪声， 该热噪声与落在检测器上的量子的数量无关。因此，电子噪声占全部噪声的份量随着由检测器测量的量子数量的下降而上升。这在以X射线源的低量子数量测量时或者测量强烈衰减的检查对象时是一个特殊的问题。
本发明要解决的技术问题是提供一种利用计算机断层造影系统采集检查对象的测量数据的方法，该方法致力于降低电子噪声的分量。此外，还要提供相应的用于再现CT 图像的方法，相应的控制和计算单元，CT系统，计算机程序和计算机程序产品。在本发明的利用计算机断层造影系统采集检查对象的测量数据以用于再现检查对象的图像数据的方法中，在射线源围绕检查对象旋转期间作为投影采集测量数据。对检查对象的体素的图像数据的测量数据采集发生在多次旋转期间。每一次旋转都采集非整数数量的投影，从而多次旋转的投影合并成整数数量的投影。为了再现图像，对检查对象的每个体素都应当提供特定数量的投影。特定体素的投影在射线源和设置在对面的检测器之间的、穿过该体素延伸的连接线存在时可被采集。 在这种情况下，该体素被X射线“照射”或透射。在本方法中，数据采集这样进行，即该透射不仅在X射线源的一次旋转中存在，而且在X射线源的多次旋转中存在。因此，为了进行图像再现对每个体素不仅处理来自单次旋转的数据，而且处理来自两次或多次旋转的数据。为了采集投影，需要特定的时间间隔和/或特定的角度推进值，该时间间隔或角度推进值对所有投影是相同的。该时间间隔或角度推进值可以被选择为，使得每次旋转中可采集的投影的数量不是得出整数。因此，如果在旋转开始时就开始采集投影，则在下一个旋转开始之后才结束对上一个投影的采集。对每个体素都用于图像计算的多次旋转和每次旋转的投影数量互相一致如果将多次旋转的投影相加，则得到整数。优选的，当多次旋转的所有旋转的投影都相加时才得到整数，因此，当只相加少量旋转的投影时不会得到整数。特别有利的是，分配给一次旋转的投影的角位相对于下一次旋转的投影的角位存在位移。每次投影都对应于X射线源的角位，通常称为投影角。投影角的交错相应于对检查对象的更好的扫描，因为具有不同投影角的每个投影都相应于俯视检查对象的以及穿过检查对象的新的“视图”。相反，具有相同投影角的投影不提供这样的新的视图。作为优选的数字示例，可以是使用两次循环结合1/2整数数量的投影，以及使用三次旋转与1/3整数数量的投影。当然还可以是其它组合，例如4次循环和1/4整数数量的投影，5次循环和1/5整数数量的投影，等等。该方法尤其适用于根据具有小于1的节距的螺旋CT拍摄的测量数据。在此，节距说明为了采集用于关于特定的图像点进行图像再现的测量数据要发生多少次旋转。可替换的，还可以根据序列CT拍摄采集测量数据。在本发明的实施方式中，检查对象是由于其伸展而对射线源所发射的射线进行强烈衰减的检查对象。其典型的示例是体积大的患者。在本发明用于根据测量数据再现检查对象的图像数据的方法中，事先按照上述方法采集测量数据。对检查对象的每个体素，都将多个连续进行的旋转的各自的投影组合成一个数据组。根据该数据组再现该体素的图像值。下面借助实施例详细解释本发明。在此图1示出具有图像再现部件的计算机断层造影系统的实施例的第一示意图，图2示出具有图像再现部件的计算机断层造影系统的实施例的第二示意图，图3示出在没有电子噪声的CT拍摄的假设情况下在图像质量保持不变的同时理论上的剂量减小。可以加载到控制和计算单元ClO中。从控制和计算单元ClO可以通过控制接口 M传输采集控制信号As，以便按照特定的测量协议控制CT系统Cl。由检测器C3和C5获取的投影测量数据ρ (下面也称为原始数据)通过原始数据接口 C23传送给控制和计算单元C10。这些原始数据ρ随后，必要时在经过合适的预处理之后在图像再现部件C21中被进一步处理。图像再现部件C21在该实施例中在控制和计算单元ClO中以处理器上软件的形式实现，例如以一个或多个计算机程序代码1 至的形式。关于图像再现如已经参照对测量过程的控制解释过的，计算机程序代码^^至^^ 也包含在外部存储介质上并且在需要时可以加载到控制和计算单元ClO中。然后，由图像再现部件C21再现的图像数据f被存储在控制和计算单元ClO的存储器C22中和/或按照常见的方式输出到控制和计算单元ClO的显示屏上。它们还可以通过图1未示出的接口输入到与计算机断层造影系统Cl连接的网络，例如放射信息系统 (RIS)中，并且存储在该系统中可供使用的大容量存储器中或作为图像输出。控制和计算单元ClO附加地还可以执行EKG的功能，其中在患者与控制和计算单元ClO之间使用导线C12来传导EKG电势。此外，图1所示的CT系统Cl还具有造影剂注射器C11，通过该造影剂注射器可以另外将造影经注入患者的血液循环中，从而患者的血管， 尤其是跳动的心脏的心室可以被更好地显示。此外由此还存在执行灌注测量的可能性，所提出的方法同样适用于灌注测量。图2示出C弧系统，其中与图1的CT系统不同，外壳C6承载C弧C7，在该C弧上一侧固定了 X射线管C2，而另一侧固定着对面的检测器C3。为了扫描，C弧C7同样围绕系统轴C9偏转，从而可以从多个扫描角度进行扫描，并且可以确定来自多个投影角度的相应投影数据P。图2的C弧系统Cl与图1的CT系统一样也具有针对图1所述类型的控制和计算单元C10。本发明可以在图1和图2所示的两个系统中使用。此外，本发明原则上可用于其它CT系统，例如用于具有形成一个完整环的检测器的CT系统。—种特别的挑战是要在仅有少量X射线到达检测器的情况下获得性质上优质的 CT图像。这在体积大的检查对象情况下尤其如此，也就是在对象具有大衰减的情况下。由于过重患者在西方工业国家中的数量激增，对该患者群的CT检查的优化越来越重要。一般来说，在检查肥胖患者的时候，很快就达到X射线源的功率极限。也就是说，尽管X射线源的功率是最高的，由于患者的围长而只有少量X射线量子到达检测器，因为这些X射线量子在患者体内几乎被完全吸收。同样的问题也在必须以低射线剂量进行的检查，即所谓的 "low dose”检查中存在。其示例是筛选检查，也就是没有具体怀疑疾病的预防检查，或者后续(follow up)检查，即在发现疾病之后的检查，其具有及时识别该疾病的再次出现以及可以治疗该疾病的目的。在这些情况下，人们试图通过更长的支架旋转时间以及减少螺旋拍摄时的卧榻进动来累积剂量。在螺旋拍摄时，节距是一个没有维度的参数，该参数由螺旋曲线的节距来给出。该螺旋曲线的节距相应于每次旋转的卧榻进动与检测器宽度之比，也就是在多行检测器的情况下与所有检测器行的累加的宽度之比。在节距小于1的情况下，存在对体积的重叠的扫描，从而对图像贡献了多于一次旋转的数据。因此，检查对象的体素在X射线源多次旋转期间被X射线穿透，该X射线由检测器检测，也就是在多次旋转期间位于 ^ν (视场) 中。因此可用于图像再现的投影在多次循环中“存在(Stecken) ”。例如，如果选择0.5的节距，则两次循环的投影被用于再现一个图像点的图像值。但是通过所述用于累积剂量的技术，在拍摄具有大衰减的对象时不能回避以下原则问题每次旋转都需要特定的最小数量的投影来用于图像再现。一般来说，应当至少给出 1000个投影，例如1158个。这用于避免出现扫描伪影以及随着离旋转中心的距离增大而强列降低清晰度。随着离旋转中心的距离增大而强列降低清晰度可以这样来解释，即对于位于离旋转中心很远处的体素来说必须比位于中心的体素存在更多的投影以用于图像再现。 如果针对这些体素不存在足够的测量值，也就是在测量数据中存在“空隙”，则会出现扫描伪影。该扫描伪影可以通过平滑来填满，其中例如通过插值来产生未测得的数据，但由此降低了图像清晰度。该最小数量的投影以及支架旋转时间确定了每次投影的测量时间，即所谓的积分时间或读取的持续时间。对于肥胖患者，非常迅速地就达到了衰减值，其中即使在X射线管功率最大以及支架旋转时间尽可能最长的情况下也只能在积分时间内测量到少量的量子， 使得电子噪声超过了量子噪声并且成为CT图像中的主要噪声分量。在此，电子噪声被理解为检测器的与所测得的X射线量子的数量无关的噪声分量。由于电子噪声的存在，一方面限制了 CT对非常肥胖患者的应用，另一方面对于正常大小的患者就已经必须施加更多的射线剂量以达到特定的图像噪声，由此不必要地加大了患者的辐射负担。图3示出在希望完全消除电子噪声的影响的情况下，对于标准模式 (215 μ s的积分时间和500mA的X射线管电流)随着以cm为单位的患者直径DIA而变化的以％为单位的假想剂量节省SAV。为此分别假定特定的图像噪声，并且检查图像噪声的哪些分量要算作电子噪声。如果例如考察40cm直径的检查对象，则在X射线管的加速电压为 SOkV以及同时图像质量保持不变的情况下节省了 70%的剂量，如果不存在电子噪声的话。 在整个图像噪声中电子噪声所占的份量一方面随着患者直径DIA的增加而上升，因为随着患者直径DIA的增加到达检测器的量子减少。另一方面，该份量随着X射线管的加速电压减小而上升，因为在更弱、也就是更低能量射线的情况下X射线被更多地吸收。每个投影的测量时间-也就是积分时间-的延长，可以减少电子噪声与量子噪声的相对值大小，从而在给定衰减的情况下减少图像噪声。因此这是值得期望的效果。但是， 由此同时也减少了每次循环所拍摄的投影的数量，而且伴随着上面解释的不期望的扫描伪影增加以及随着离旋转中心的距离增大而降低清晰度的效果。在考虑这些认识的情况下，提出一种用于具有大衰减的对象的修正的扫描模式或图像采集模式，其中将在小节距情况下的重叠的螺旋扫描与明显增大的积分时间组合起
6来。如上所述，积分时间的延长导致每次旋转的投影数量减少。这导致扫描伪影增加以及随着离旋转中心的距离增大而降低清晰度的不期望的效果。为了回避这些效果，将节距与每次旋转的投影数量相匹配。该匹配这样进行，即每次旋转都拍摄非整数数量的投影。在此，每次旋转的投影数量被理解为，该数量与积分时间相乘就说明了一次旋转的持续时间。投影在X射线源旋转期间被采集，其中对在与积分时间相等的时间间隔期间的每个投影都由检测器对X射线量子计数。在该积分时间期间，X射线源旋转特定的角度推进值。如果每次旋转都采集非整数数量的投影，这意味着最后的投影在当前旋转期间未被完整采集，而是要在接下来的旋转开始之后才结束对该投影的采集。作为示例，提供约0. 5的节距值(从而两次循环贡献给每张图像)以及每次循环半整数的投影数量的组合。(半整数的数量被理解为到0.5结束的数)。因此在此可以大致将每次旋转的通常使用的投影数量一半化；例如是579. 5来代替常用的1158。但在节距本身为0. 5的情况下可以使用任意的半整数的投影数量。另一个示例是使用约0. 33的节距值(从而3次旋转贡献给每张图像)与每次旋转1/3整数的投影数量(例如386. 33来代替常用的1158)的组合。(1/3整数的数字被理解为到0. 33结束的数字)。分别重要的是，每次旋转的投影数量不是整数。整数数量的投影要在将有贡献于一个体素的图像再现的所有投影都相加的情况下才得到。每个投影被分配给特定的支架角位。对于每次旋转有1158个投影的情况下，相邻投影的位置之间的距离大约是0.31°。因此第一个投影对应于0°的角度，从而随后的第二个投影对应于0.31°的角度，接下来的第三个投影对应于0.62°的角度，依此类推。如果每次旋转使用整数数量的投影，则这些角分配在支架每次旋转时都是相同的。相反，如果每次旋转使用非整数数量的投影，则相邻旋转的投影就它们的角位来说是相互有位移的。 因此，在贡献于一个体素的图像值的相互跟随的旋转中，扫描光栅在角度方向上相互交错， 从而通过各个重叠的旋转在角度方向上的交错而产生更精细的扫描光栅。为了再现图像，可以采用本身公知的方法。但在使用多行检测器的情况下，也就是在以锥形射线几何学进行测量的情况下，可能出现锥形束伪影。该锥形束伪影可以通过采用迭代的再现来避免，因为在迭代再现的情况下引起锥形束伪影的几何关系被考虑到计算中了。通过所述对积分时间的延长，对强烈衰减的对象(诸如过重患者)来说通过明显减少图像中的电子噪声而实现了更好的图像质量。同时，在现有技术中随着简单地减少投影数量而带来的诸如扫描伪影以及随着离旋转中心的距离增大而强烈降低清晰度的缺点得到了避免，其方法是采用较小的节距结合每次旋转的与该节距匹配的非整数数量的投影。根据实施例描述了本发明。应当理解，可以进行无数的更改和修正而不会脱离本发明的范围。从而当然可以不采用所述螺旋拍摄而采用具有多次旋转的序列拍摄；在这种情况下在各个序列拍摄之间相应于检测器的宽度相对移动检查对象和X射线源，或在锥形辐射拍摄几何学的情况下将检查对象和X射线源相对移动检测器宽度的一部分。


本发明涉及一种利用计算机断层造影系统(C1)采集检查对象的测量数据(p)以用于再现检查对象的图像数据(f)的方法。在射线源(C2，C4)围绕检查对象旋转期间作为投影采集测量数据。对检查对象的体素的图像数据(f)的测量数据采集发生在多次旋转期间。每一次旋转都采集非整数数量的投影，使得多次旋转的投影合并成整数数量的投影。例如这些针对一个体素的投影可以在两次相继的旋转期间被采集，其中每次旋转都采集半整数数量的投影。