Корректировка рассеяния в системе формирования изображения с множеством трубок



Корректировка рассеяния в системе формирования изображения с множеством трубок
Корректировка рассеяния в системе формирования изображения с множеством трубок
Корректировка рассеяния в системе формирования изображения с множеством трубок

 


Владельцы патента RU 2444291:

КОНИНКЛЕЙКЕ ФИЛИПС ЭЛЕКТРОНИКС Н.В. (NL)

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к системам и способам корректировки рассеяния при формировании изображения с множеством рентгеновских трубок. Способ заключается в том, что параллельно испускают излучение, по меньшей мере, из двух рентгеновских источников, вращающихся вокруг поля формирования изображения, и обнаруживают наборами детекторов данные проекции, которые включают в себя первичное излучение и излучение перекрестного рассеяния, переключают состояние вывода каждого из двух рентгеновских источников в пределах множества соответствующих интервалов дискретизации перекрестного рассеяния и обнаруживают с помощью одного из наборов детекторов излучение перекрестного рассеяния, испускаемое посредством другого, по меньшей мере, из двух рентгеновских источников. Интервалы дискретизации перекрестного рассеяния разнесены под углом на множество кадров. Данные корректировки рассеяния для каждого набора детекторов извлекают из соответствующих выборок перекрестного рассеяния, корректируют по рассеянию данные проекции и реконструируют данные проекции для формирования, по меньшей мере, одного изображения. Компьютерная томографическая система содержит, по меньшей мере, два рентгеновских источника, каждый из которых деактивируется в пределах соответствующих интервалов дискретизации перекрестного рассеяния, по меньшей мере, один детектор для каждого из двух рентгеновских источников, интерполятор, который создает выборки корректировки рассеяния из обнаруженных выборок перекрестного рассеяния, компонент корректировки и систему реконструирования. Во втором варианте выполнения система содержит средство выборочного отключения каждого, по меньшей мере, из двух рентгеновских источников в пределах соответствующих интервалов дискретизации перекрестного рассеяния, чтобы дать возможность, по меньшей мере, двум рентгеновским источникам параллельно испускать излучение в течение, по меньшей мере, одного кадра сбора данных, средство обнаружения излучения, средство создания сигналов корректировки рассеяния, средство корректировки по рассеянию данных проекции с помощью данных корректировки рассеяния и средство реконструирования. Использование изобретения позволяет повысить эффективность томографической системы за счет корректировки перекрестного рассеяния. 3 н. и 25 з.п. ф-лы, 3 ил.

 

Настоящее изобретение относится к медицинским системам формирования изображения. Оно находит конкретное применение в компьютерной томографии (CT), а более конкретно в методиках корректировки рассеяния в системе формирования изображения с множеством трубок.

Рентгеновские трубки в традиционной CT системе формирования изображения с множеством трубок могут параллельно возбуждаться таким образом, что обе трубки одновременно испускают излучение через поле формирования изображения. При таком параллельном возбуждении трубок система формирования изображения может предоставлять большее временное разрешение и более быстрый сбор данных в сравнении с системой с одной трубкой. Например, система с двумя трубками, которые смещены друг от друга под углом примерно 90 градусов по оси вращения, может получать те же данные, что и система с одной трубкой, за время, примерно в два раза меньшее. В другом примере, используя такую систему для CT сердца, сбор данных для части угла гантри в 180 градусов обнаруживает достаточно данных для 180 градусной реконструкции. Тем не менее, поскольку трубки одновременно испускают излучение, каждый детектор обнаруживает первичное излучение и излучение перекрестного рассеяния. Излучение перекрестного рассеяния может серьезно ухудшать отношение "сигнал-шум" и вносить помехи в реконструированные изображения, и традиционные антирассеивающие решетки не уменьшают в надлежащей степени излучение перекрестного рассеяния.

Один способ подавления перекрестного рассеяния состоит в том, чтобы попеременно возбуждать трубки таким образом, чтобы только одна трубка испускала излучение в любой данный момент времени. Тем не менее, это приводит к неэффективному использованию трубок (к примеру, примерно в 50% для системы с двумя трубками), сниженному временному разрешению и уменьшению числа обнаруживаемых фотонов (к примеру, примерно наполовину для системы с двумя трубками). Мощность трубок должна быть увеличена, возможно, за пределы технологических ограничений традиционных трубок большой мощности, чтобы преодолеть уменьшение количества фотонов. Другой подход включает в себя корректировку данных по рассеянию. Например, в ходе каждого снимка или кадра, по меньшей мере, одна трубка может быть выключена. Данные перекрестного рассеяния затем могут быть обнаружены с помощью детекторов, спаренных с деактивированной трубкой. Далее данные перекрестного рассеяния могут быть использованы для того, чтобы корректировать по рассеянию данные проекции, обнаруженные с помощью этих детекторов. Такая система описана в US 6876719 автора Ozaki; тем не менее, в этой системе эффективность и статистические данные по-прежнему ухудшаются, поскольку, по меньшей мере, одна трубка не испускает излучение в течение периода каждого снимка.

Настоящие аспекты заявки предоставляют новую и усовершенствованную методику корректировки перекрестного рассеяния, которая разрешает вышеуказанные и другие проблемы.

В соответствии с одним аспектом, способ реконструкции в компьютерной томографии содержит параллельное испускание излучения, по меньшей мере, из двух рентгеновских источников, вращающихся вокруг поля сканирования через поле формирования изображения, и обнаружение с помощью соответствующих наборов детекторов данных проекции, которые включают в себя первичное излучение, испускаемое посредством соответствующего одного, по меньшей мере, из двух рентгеновских источников, и излучение перекрестного рассеяния от другого, по меньшей мере, из двух рентгеновских источников. Способ дополнительно включает в себя переключение состояния вывода каждого, по меньшей мере, из двух рентгеновских источников в пределах множества соответствующих интервалов дискретизации перекрестного рассеяния и обнаружение с помощью соответствующего одного из наборов детекторов излучения перекрестного рассеяния, испускаемого посредством другого, по меньшей мере, из двух рентгеновских источников, при этом интервалы дискретизации перекрестного рассеяния разнесены под углом на множество кадров, чтобы дать возможность, по меньшей мере, двум рентгеновским источникам параллельно испускать излучение в течение, по меньшей мере, одного кадра. Способ дополнительно включает в себя извлечение данных корректировки рассеяния для каждого набора детекторов из соответствующих выборок перекрестного рассеяния, корректировку по рассеянию данных проекции с помощью соответствующих данных корректировки рассеяния и реконструкцию скорректированных по рассеянию данных проекции, чтобы сформировать, по меньшей мере, одно изображение.

Изобретение может принимать форму различных компонентов и компоновок компонентов, а также различных этапов и компоновок этапов. Чертежи служат только для целей иллюстрации предпочтительных вариантов осуществления и не должны рассматриваться как ограничивающие изобретение.

Фиг.1 иллюстрирует медицинскую систему формирования изображения с несколькими источниками, которая периодически дискретизирует излучение перекрестного рассеяния по кадрам сбора данных и извлекает сигналы корректировки рассеяния, из выборок перекрестного рассеяния, для корректировки по рассеянию данных проекции.

Фиг.2 иллюстрирует примерные схемы возбуждения рентгеновских источников для периодической дискретизации излучения перекрестного рассеяния.

Фиг.3 иллюстрирует примерный способ формирования сигналов корректировки рассеяния для медицинской системы формирования изображения, которая параллельно использует несколько рентгеновских источников, чтобы одновременно облучать объект.

Со ссылкой на фиг.1 проиллюстрирована медицинская система 10 формирования изображения. Медицинская система 10 формирования изображения включает в себя несколько рентгеновских источников, которые облучают объект, и детекторов, которые обнаруживают проецируемое излучение. Когда рентгеновские источники параллельно испускают излучение, данные проекции включают в себя первичное излучение и излучение перекрестного рассеяния. Данные проекции затем обрабатываются, чтобы исключить доли излучения перекрестного рассеяния, и скорректированные по рассеянию данные реконструируются, чтобы сформировать одно или более изображений. В одном случае доли перекрестного рассеяния исключаются из данных проекции с помощью сигнала корректировки рассеяния. Этот сигнал корректировки рассеяния может быть создан посредством периодической дискретизации только излучения перекрестного рассеяния (без первичного) с помощью одного или более детекторов в течение множества кадров, в которых данные собираются по мере того, как рентгеновские источники вращаются, в цикле сбора данных и формирования сигнала корректировки рассеяния из этих выборок. Шаг угловой дискретизации (или кадр) между выборками перекрестного рассеяния может быть определен на основе угловой частоты излучения перекрестного рассеяния, отношения "сигнал-шум", стробирующего сигнала, например, из устройства кардиомониторинга и/или другой методики. Интерполяция и т.п. может быть использована для того, чтобы формировать дополнительные выборки перекрестного рассеяния из обнаруженных выборок, чтобы извлекать сигналы корректировки рассеяния для каждого кадра.

Медицинская система 10 формирования изображения включает в себя сканер 12, имеющий N рентгеновских источников 141, 14N (вместе упоминаемых в данном документе как рентгеновские источники 14), где N - это целое число больше единицы. Рентгеновские источники 14 размещаются с угловым смещением (к примеру, 60, 90, 120 и т.д. градусов) относительно друг друга в осевой или поперечной плоскости 16 и ортогонально продольной, или z-оси 18. В одном случае рентгеновские источники 14 располагаются вокруг вращающегося гантри 20 (сканирующая система томографа). Вращение гантри 20 вокруг поля 22 формирования изображения вращает рентгеновские источники 14 вокруг поля 22 формирования изобрежения. В другом случае рентгеновские источники 14 вращаются вокруг поля 22 формирования изображения посредством других методик, таких как электронное отклонение пучка. В ходе сканирования рентгеновские источники 14 могут попеременно возбуждаться в течение, по меньшей мере, части цикла сбора данных, так чтобы рентгеновские источники 14 одновременно испускали излучение через поле 22 формирования изображения.

Сканер 12 дополнительно включает в себя N наборов детекторов 241, 24N (вместе упоминаемых в данном документе как детекторы 24). Каждый набор детекторов 24 образует угловую дугу, противостоящую одному из рентгеновских источников 14, чтобы задавать поле 22 формирования изображения между ними. В одном случае каждый детектор в каждом наборе детекторов 24 вращается вместе и соответствует конкретному одному из рентгеновских источников 14 (к примеру, в системе третьего поколения). В другом случае, детекторы в каждом наборе детекторов 24 размещаются в угловых выставлениях и в любой момент времени определяются посредством углового положения рентгеновского источника 14 (к примеру, в системе четвертого поколения). Каждый детектор в каждом наборе детекторов 24 обнаруживает излучение из активного испускания рентгеновских источников 14. Опора 26 поддерживает объект, например человека, в поле 22 формирования изображения. Опора 26 может быть передвижной, чтобы направлять объект в надлежащее место в пределах поля 22 формирования изображения до, в ходе и/или после выполнения спирального, осевого и/или другого сканирования, например, посредством передвижения опоры 26 вдоль z-оси 18 и/или одной или более других осей.

Управляющий компонент 28 управляет каждым из рентгеновских источников 14. В одном случае такое управление включает в себя параллельное включение или выключение одного или более рентгеновских источников. Когда все из рентгеновских источников 14 параллельно включаются, каждый из рентгеновских источников 14 параллельно испускает излучение, так что все рентгеновские источники 14 одновременно испускают излучение через поле 22 формирования изображения. Как результат, каждый детектор обнаруживает первичное излучение из соответствующего одного из рентгеновских источников 14 и излучение перекрестного рассеяния из других рентгеновских источников 14 и формирует сигнал, указывающий обнаруженное первичное излучение и излучение перекрестного рассеяния (данные проекции). Посредством дополнительного обнаружения только излучения перекрестного рассеяния (без первичного излучения) в каждом детекторе сигнал корректировки рассеяния может быть сформирован для каждого детектора и использован для того, чтобы корректировать по рассеянию данные проекции для одного или более кадров, чтобы удалить большинство долей перекрестного рассеяния из них.

В одном случае, излучение перекрестного рассеяния обнаруживается с помощью одного или более детекторов в наборе детекторов 24 посредством временного отключения рентгеновского источника 14, испускающего первичное излучение для этого набора детекторов 24, так что только излучение, испускаемое посредством других рентгеновских источников 14, обнаруживается посредством этого набора детекторов 24. Это может быть выполнено для одного или более других рентгеновских источников 14, чтобы получить данные перекрестного рассеяния для одного или более детекторов в каждом наборе детекторов 24. При использовании данной методики в конфигурации с двумя рентгеновскими источниками только первичное излучение может быть обнаружено посредством детекторов 24, соответствующих рентгеновскому источнику 14, испускающему излучение, тогда как излучение перекрестного рассеяния обнаруживается посредством других детекторов 24. В другом подходе излучение перекрестного рассеяния может быть обнаружено посредством выключения всех, кроме одного, рентгеновских источников 14 и обнаружения доли перекрестного рассеяния из этого рентгеновского источника 14 с помощью детекторов 24, спаренных с другими рентгеновскими источниками 14. Детекторы 24, соответствующие испускающему излучение рентгеновскому источнику 14, могут параллельно обнаруживать первичное излучение. Посредством чередования того, какие рентгеновские источники 14 испускают излучение, доли перекрестного рассеяния из каждого из рентгеновских источников 14 могут быть обнаружены посредством каждого из детекторов, и первичное излучение может быть обнаружено посредством каждого из детекторов 24. Результирующий только первичный сигнал может быть использован для того, чтобы совершенствовать методику корректировки рассеяния (как подробнее описано ниже), например, посредством сравнения скорректированных по рассеянию данных с чистым или свободным от рассеяния первичным сигналом, чтобы определить то, выполняется ли надлежащая корректировка рассеяния. Помимо этого, первичный сигнал может быть использован для того, чтобы извлекать доли перекрестного рассеяния посредством вычитания первичного сигнала из сигнала, имеющего доли первичного и перекрестного рассеяния.

Типично излучение перекрестного рассеяния варьируется постепенно согласно угловому положению относительно первичного излучения. Как результат, дискретизация перекрестного рассеяния может быть разнесена под углом, однородно или неоднородно, по множеству кадров в пределах каждого цикла сбора данных, так что рентгеновские источники 14 одновременно испускают излучение по одному или более кадров. Такие методики, как интерполяция и т.п., могут быть использованы для того, чтобы формировать точки данных между дискретизированными кадрами. Различные методики могут быть использованы для того, чтобы определять угловую частоту, с которой излучение перекрестного рассеяния обнаруживается в ходе сбора данных.

В одном случае компонент 30 анализа используется для того, чтобы определять то, как часто перекрестное рассеяние дискретизируется. Например, рентгеновские источники 14 могут возбуждаться так, что только излучение перекрестного рассеяния обнаруживается посредством одного или более наборов детекторов 24 (к примеру, посредством выполнения фантомных измерений). Результирующая информация перекрестного рассеяния может предоставляться в компонент 30 анализа, который может измерять скорость, с которой излучение перекрестного рассеяния изменяется с угловым положением. Дискретизация перекрестного рассеяния может задаваться на основе этой скорости, чтобы захватывать достаточно выборок для того, чтобы формировать сигналы корректировки рассеяния. В другом случае эта скорость предоставляется в компонент 30 анализа.

Угловое разнесение дискретизации перекрестного рассеяния может регулироваться для того, чтобы более эффективно использовать рентгеновские источники 14 с тем, чтобы они одновременно испускали излучение для относительно большого процента кадров в каждом цикле сбора данных и минимизировали время, когда рентгеновские источники 14 не испускают излучение одновременно. Как результат, статистические данные могут быть улучшены, и шум может быть снижен. Посредством использования комбинации скорости изменения перекрестного рассеяния и результирующих статистических данных система может быть оптимизирована так, чтобы достигать требуемого согласования между производительностью корректировки рассеяния, статистическими данными и эффективным использованием рентгеновских источников 14.

В качестве неограничивающего примера, предположим, что угловая дискретизация перекрестного рассеяния определяется как функция от угловой частоты излучения перекрестного рассеяния и/или требуемых статистических данных. Также предположим, что это приводит к обнаружению перекрестного рассеяния каждые 9 угловых градусов. В промежутках между дискретизацией рентгеновские источники 14 параллельно испускают излучение. За 90 градусов это приводит к 10 измерениям перекрестного излучения, когда, по меньшей мере, один из рентгеновских источников 14 не испускает излучение. При условии 250 кадров (или снимков) в течение 90 градусов в ходе цикла сбора данных рентгеновские источники 14 одновременно испускают излучение примерно 96% времени. Угловое разнесение дискретизации перекрестного рассеяния может быть увеличено или уменьшено, в зависимости от результатов корректировки рассеяния и/или статистических данных. Посредством согласования относительного процента времени, когда рентгеновские источники 14 одновременно испускают излучение, со сбором достаточной информации для того, чтобы извлечь надлежащие сигналы перекрестного рассеяния, число обнаруживаемых фотонов может быть увеличено, чтобы улучшать статистические данные, и данные могут быть надлежащим образом скорректированы по рассеянию для реконструкции.

В другом случае компонент может предоставлять запускающий сигнал, чтобы указать то, когда перекрестное рассеяние дискретизируется. Например, для ожидаемых вариантов применения стробированной CT сердца устройство 32 (к примеру, ECG/EKG), которое измеряет электрическую активность или характер движения сердца, может быть использовано для того, чтобы определять интервалы дискретизации для перекрестного рассеяния для каждого детектора. Например, посредством мониторинга электрической активности сердца при сканировании объекта рентгеновские источники 14 могут быть стробированы таким образом, что излучение перекрестного рассеяния обнаруживается между фазами работы сердца, в которых обнаруживаются данные проекции. Поскольку данные проекции не обнаруживаются в течение этих промежуточных фаз, угловая дискретизация может быть увеличена или уменьшена для того, чтобы собрать достаточную дискретизацию для того, чтобы сформировать сигнал корректировки рассеяния без влияния на статистику данных проекции. Частота дискретизации также может быть основана на дозе облучения пациента, поскольку более высокая частота дискретизации приводит к более высокой дозе облучения пациента при условии, что мощность трубки не изменяется. Если требуется, излучение перекрестного рассеяния может быть обнаружено в ходе фаз работы сердца через методики, описанные в данном документе. Эти выборки наряду с выборками, собранными в промежутках между фазами работы сердца, могут быть использованы для того, чтобы извлекать сигнал корректировки рассеяния. Как описано выше, интерполяция или другие методики при необходимости могут быть использованы для того, чтобы формировать выборки из обнаруженных выборок.

Компонент 30 анализа также может отслеживать результаты корректировки перекрестного рассеяния и изменять угловую дискретизацию так, чтобы увеличивать или уменьшать угловую дискретизацию в ходе каждого цикла сбора данных. Как описано выше, посредством переменного отключения одного или более из рентгеновских источников 14 первичное излучение (без излучения перекрестного рассеяния) может быть обнаружено посредством детекторов 24, соответствующих рентгеновскому источнику 14, испускающему излучение, тогда как излучение перекрестного рассеяния из этого рентгеновского источника 14 обнаруживается посредством других детекторов 24. Результирующий сигнал первичного излучения, наряду со скорректированными по рассеянию сигналами, может предоставляться в компонент 34 поверки корректировки, который сравнивает скорректированные по перекрестному рассеянию точки данных с соответствующими точками данных первичного сигнала. В одном случае, если эта разница выходит за пределы требуемого диапазона, и определено то, что разница является функцией от дискретизации перекрестного рассеяния, компонент 30 анализа может увеличивать угловую дискретизацию для каждого цикла сбора данных. Это увеличение может приводить к сигналу, более репрезентативному касательно фактических долей перекрестного рассеяния, и тем самым к лучшей корректировке рассеяния. В другом случае, до тех пор, пока эта разность находится в рамках требуемого диапазона, компонент 30 анализа может варьировать дискретизацию с тем, чтобы обнаруживать больше фотонов и улучшать статистические данные при сохранении надлежащей корректировки рассеяния. Увеличение или уменьшение дискретизации перекрестного рассеяния может быть определено посредством итеративного подхода посредством выполнения первоначальной прикидки и корректирования прикидки после каждой итерации, чтобы сходиться к требуемой цели, или автоматически на основе решений с поддержкой машинного самообучения и т.п. Такое определение и корректировки могут выполняться до и/или в ходе сканирования объекта.

В другом варианте осуществления последовательности измерений рассеяния выполняются на фантомах, соответствующих различным органам или областям тела, и/или для целевых протоколов сбора. В одном случае функция перекрестного рассеяния может быть измерена для каждого детектора по каждой процедуре сканирования посредством введения соответствующего фантома в сканер и выполнения n сканирований с измерением рассеяния (по одному для каждого из n детекторов) в каждой процедуре. В другом случае функция перекрестного рассеяния может быть измерена для каждого детектора в каждой процедуре сканирования посредством выполнения всестороннего моделирования рассеяния соответствующей геометрии сканера и фантомов с помощью метода Монте-Карло и других методов. На основе этих функций перекрестного рассеяния оптимальная дискретизация для каждой процедуры может быть определена. Эта информация может быть использована посредством компонента 28 управления, который может выбирать оптимальную дискретизацию рассеяния для выбранной процедуры. Следует принимать во внимание, что это может предоставлять приближенную функцию рассеяния для каждой процедуры для извлечения надлежащей оптимизации дискретизации рассеяния для каждой процедуры.

Как описано выше, компонент 28 управления управляет рентгеновскими источниками 14 так, что каждый детектор параллельно обнаруживает первичное излучение и излучение перекрестного рассеяния, когда несколько рентгеновских источников 14 испускают излучение (к примеру, в течение относительно большой процентной доли каждого цикла сбора данных), обнаруживает исключительно первичное излучение, когда только соответствующий один рентгеновский источник 14 испускает излучение, и обнаруживает исключительно излучение перекрестного рассеяния, когда только соответствующий рентгеновский источник 14 не испускает излучение. Как результат, данные проекции включают в себя точки данных, которые не имеют доли первичного излучения. Эти сигналы могут быть предоставлены в компонент 36 интерполяции, который интерполирует данные, чтобы сформировать точки данных, которые включают в себя доли первичного и перекрестного рассеяния. Сигналы, указывающие исключительно излучение перекрестного рассеяния, включают в себя выборки перекрестного рассеяния, которые разнесены под углом на основе угловой дискретизации, описанной выше. По существу, выборки перекрестного рассеяния не получаются для всех кадров. Эти сигналы также предоставляются в компонент 36 интерполяции, который интерполирует обнаруженные выборки так, чтобы сформировать выборки, чтобы создать сигнал рассеяния с выборками, соответствующими требуемому числу снимков или кадров. Надлежащие методики интерполяции включают в себя линейную, полиномиальную, сплайновую и т.д. интерполяцию.

Интерполированные сигналы предоставляются в компонент корректировки, который корректирует по рассеянию сигналы, имеющие доли первичного излучения и излучения перекрестного рассеяния, с помощью сигналов корректировки рассеяния. В одном случае алгоритм 40 вычитания используется для того, чтобы вычитать сигналы корректировки рассеяния из сигналов, имеющих доли первичных и перекрестных сигналов, чтобы удалить большую часть перекрестного рассеяния и визуализировать сигналы первичного излучения. Поскольку также имеются выборки данных с исключительно первичным излучением, эти выборки данных могут быть использованы для того, чтобы улучшать и/или оценивать качество корректировки рассеяния. Следует принимать во внимание, что результирующие сигналы корректировки рассеяния могут быть использованы для того, чтобы корректировать данные проекции, не зависящие от числа срезов. Таким образом, в одном случае, хотя излучение перекрестного рассеяния масштабируется с числом срезов, корректировка рассеяния не подвержена ошибкам по мере того, как число срезов растет. Скорректированные по рассеянию сигналы предоставляются в систему 42 реконструкции, которая реконструирует первичные сигналы, чтобы сформировать объемные данные, указывающие сканируемую область объекта. Процессор 44 изображений обрабатывает объемные данные изображений, формируемые посредством системы 42 реконструкции. Сформированные изображения затем могут быть отображены, записаны на рентгеновскую пленку, заархивированы, перенаправлены лечащему врачу (к примеру, по электронной почте и т.д.), комбинированы с изображениями из других методов визуализации, дополнительно обработаны (к примеру, с помощью средств измерений и/или визуализации и/или специализированной системы визуализации), сохранены и т.д.

Вычислительная система (или консоль) 46 упрощает взаимодействие оператора со сканером и/или управление сканером 12. Программные приложения, приводимые в исполнение посредством вычислительной системы 46, позволяют оператору конфигурировать и/или управлять работой сканера 12. Например, оператор может взаимодействовать с вычислительной системой 46, чтобы выбирать схемы сбора, протоколы сканирования, инициировать, приостанавливать и завершать сканирование, просматривать изображения, обрабатывать объемные данные изображений, измерять различные характеристики данных (к примеру, номер CT, шум и т.д.) и т.п.

Примеры подходящих схем сбора включают в себя, но не только, сборы осевых данных за 180 градусов, при этом данные обнаруживаются за 180 градусов плюс угол веера, спиральные сканирования и многоцикловые стробированные осевые сканирования. Вычислительная система 46 передает различную информацию в компонент 28 управления, в том числе, но не только, инструкции и/или параметры, такие как напряжение, ток рентгеновских трубок, угловая дискретизация перекрестного рассеяния, алгоритмы интерполяции и т.д. Компонент 28 управления использует эту информацию, как описано выше, для того чтобы управлять сканером 12.

Фиг.2 иллюстрирует примерные схемы возбуждения рентгеновских источников как функции от угла вращения гантри и номера кадра для периодической дискретизации излучения перекрестного рассеяния в связи с системой 10 формирования изображения. Для краткости и понятности показаны только две такие схемы. Схема 481 возбуждения активирует рентгеновский источник 141, чтобы испускать излучение, и испускаемое излучение обнаруживается с помощью соответствующих детекторов 241. Параллельно схема 48N возбуждения активирует рентгеновский источник 14N, чтобы испускать излучение, которое обнаруживается с помощью соответствующих детекторов 24N. Поскольку оба рентгеновских источника 14 параллельно испускают излучение, каждый из детекторов 24 также обнаруживает излучение, испускаемое посредством другого рентгеновского источника 14 (излучение перекрестного рассеяния). Как результат, оба детектора 241 и 24N обнаруживают первичное излучение и излучение перекрестного рассеяния до тех пор, пока рентгеновские источники 141 и 14N параллельно испускают излучение.

В интервале 50 дискретизации перекрестного рассеяния схема 481 возбуждения деактивирует рентгеновский источник 141 с тем, чтобы он больше не испускал излучение (или испускал малую величину излучения). В течение этого интервала набор детекторов 241 обнаруживает излучение перекрестного рассеяния, ассоциативно связанное с рентгеновским источником 14N, а детекторы 24N обнаруживают первичное излучение, испускаемое посредством рентгеновского источника 14N. По истечении интервала 50 перекрестного рассеяния рентгеновский источник 141 снова начинает испускание излучения. В интервале 52 перекрестного рассеяния схема 48N возбуждения деактивирует рентгеновский источник 14N. Поскольку рентгеновский источник 14N не испускает излучение в ходе интервала 52 перекрестного рассеяния, детекторы 24N обнаруживают излучение перекрестного рассеяния, ассоциативно связанное с рентгеновским источником 141, а детекторы 241 обнаруживают первичное излучение, ассоциативно связанное с рентгеновским источником 141. По истечении интервала 54 перекрестного рассеяния рентгеновский источник 14N снова начинает испускание излучения. Интервалы 52, 54 перекрестного рассеяния могут быть последовательными, как показано, или разделены посредством углового или кадрового разнесения. Дополнительные интервалы перекрестного рассеяния, включающие в себя интервалы 54, 56, могут быть осуществлены, чтобы собрать больше точек данных перекрестной дискретизации.

Как описано выше, частота дискретизации перекрестного рассеяния может быть задана на основе скорости изменения перекрестного рассеяния для угла гантри, эффективного использования рентгеновских источников 14 и/или статистических данных. Дополнительно или альтернативно, угловая дискретизация может быть инициирована по ECG или другому сигналу. В этом примере дискретизация перекрестного рассеяния, ассоциативно связанная с каждым из рентгеновских источников 14, составляет примерно 9 угловых градусов или примерно 20 кадров. Следует принимать во внимание, что интервалы дискретизации перекрестного рассеяния могут быть однородно или неоднородно разнесены в цикле сбора данных.

Следует принимать во внимание, что измерение перекрестного рассеяния посредством приблизительной дискретизации результатов рассеяния в ходе сканирования или использование неинтересующих фаз работы сердца в сканировании сердечной деятельности для измерений рассеяния также может быть применено в системах, по меньшей мере, с двумя рентгеновскими источниками и, по меньшей мере, одним детектором для каждого источника, при этом фокусы источников размещаются в различных z-положениях.

Фиг.3 иллюстрирует неограничивающий способ сканирования объекта с помощью медицинской системы визуализации. На этапе 58 два или более рентгеновских источника 14 параллельно активируются с тем, чтобы одновременно испускать излучение через поле 22 формирования изображения. На этапе 60 излучение перекрестного рассеяния обнаруживается, по меньшей мере, посредством одного из наборов детекторов 24. Как описано выше, это может быть достигнуто посредством выборочного отключения одного из рентгеновских источников 24 с тем, чтобы его соответствующий набор детекторов 24 обнаруживал излучение перекрестного рассеяния, испускаемое посредством других рентгеновских источников. Это может быть повторено для каждого набора детекторов 24, чтобы собрать выборки перекрестного рассеяния для каждого детектора.

Частота, с которой собираются выборки, может быть определена посредством различных подходов, таких как описанные в данном документе. Например, в одном подходе угловая частота дискретизации может быть задана на основе частоты, с которой изменяется угол излучения перекрестного рассеяния. Дополнительно или альтернативно, угловая частота дискретизации задается так, чтобы эффективно возбуждать рентгеновские источники 14 так, чтобы они одновременно испускали излучения в течение относительно большого процента времени сбора данных. Дополнительно или альтернативно, угловая частота дискретизации может быть задана так, чтобы улучшить статистические данные. Дополнительно или альтернативно, угловая дискретизация может быть инициирована по сигналу (к примеру, ECG-сигналу).

На этапе 62 данные проекции и данные, указывающие исключительно излучение перекрестного рассеяния, интерполируются так, чтобы сформировать точки данных для снимков, в которых соответствующие данные не собраны. Например, компонент 36 интерполяции интерполирует обнаруженные выборки, чтобы формировать точки данных в течение интервалов, в которые перекрестное рассеяние не обнаруживалось.

На этапе 64 интерполированные сигналы предоставляются в компонент 38 корректировки, который корректирует по рассеянию сигналы, имеющие доли первичного и перекрестного рассеяния, с помощью сигналов корректировки рассеяния. Различные методики корректировки рассеяния, такие как вычитание, могут быть использованы. На этапе 66 скорректированные по рассеянию сигналы реконструируются посредством системы 42 реконструкции, чтобы сформировать объемные данные, указывающие сканируемую область объекта. Объемное изображение может быть отображено, записано на рентгеновскую пленку, заархивировано, перенаправлено, комбинировано с изображениями из других методов визуализации, дополнительно обработано, сохранено и т.д.

Системы и/или способы, описанные в данном документе, и/или их выводы могут быть использованы в связи с такими вариантами применения, как, но не только, CT сердца, сканирование с высоким временным разрешением, а также другими вариантами применения, использующими несколько рентгеновских источников.

Изобретение описано со ссылкой на предпочтительные варианты осуществления. Очевидно, что могут выполняться модификации и изменения, после прочтения и понимания вышеозначенного подробного описания. Изобретение должно трактоваться как включающее в себя все подобные модификации и изменения постольку, поскольку они попадают в рамки области применения прилагаемой формулы изобретения или ее эквивалентов.

1. Способ реконструкции в компьютерной томографии, содержащий этапы, на которых:
параллельно испускают излучение, по меньшей мере, из двух рентгеновских источников (14), вращающихся вокруг поля (22) формирования изображения через поле (22) формирования изображения, и обнаруживают с помощью соответствующих наборов детекторов (24) данные проекции, которые включают в себя первичное излучение, испускаемое посредством соответствующего одного, по меньшей мере, из двух рентгеновских источников (14), и излучение перекрестного рассеяния, испускаемое посредством другого, по меньшей мере, из двух рентгеновских источников (14);
переключают состояние вывода каждого, по меньшей мере, из двух рентгеновских источников (14) в пределах множества соответствующих интервалов (50, 52, 54, 56) дискретизации перекрестного рассеяния и обнаруживают с помощью соответствующего одного из наборов детекторов (24) излучение перекрестного рассеяния, испускаемое посредством другого, по меньшей мере, из двух рентгеновских источников (14), при этом интервалы дискретизации перекрестного рассеяния разнесены под углом на множество кадров, чтобы дать возможность, по меньшей мере, двум рентгеновским источникам (14) параллельно испускать излучение в течение, по меньшей мере, одного кадра;
извлекают данные корректировки рассеяния для каждого набора детекторов (24) из соответствующих выборок перекрестного рассеяния;
корректируют по рассеянию данные проекции с помощью соответствующих данных корректировки рассеяния; и
реконструируют скорректированные по рассеянию данные проекции, чтобы сформировать, по меньшей мере, одно изображение.

2. Способ по п.1, дополнительно включающий в себя этап, на котором интерполируют выборки перекрестного рассеяния, чтобы сформировать выборки перекрестного рассеяния для кадров между дискретизированными кадрами.

3. Способ по п.1, дополнительно включающий в себя этапы, на которых:
определяют угловую частоту, при которой варьируется излучение перекрестного рассеяния с углом вращения; и
вычисляют угловое разнесение дискретизации перекрестного рассеяния как функцию от угловой частоты перекрестного рассеяния.

4. Способ по п.3, дополнительно включающий в себя этапы, на которых:
определяют статистические данные излучения изображений; и
регулируют угловое разнесение дискретизации перекрестного рассеяния, чтобы достичь требуемых статистических данных.

5. Способ по п.4, в котором статистические данные включают в себя отношение "сигнал-шум".

6. Способ по п.1, дополнительно включающий в себя этап, на котором оптимизируют угловое разнесение дискретизации перекрестного рассеяния посредством согласования одновременного испускания излучения в течение времени сбора данных с получением выборок перекрестного рассеяния, чтобы извлечь сигналы перекрестного рассеяния для того, чтобы скорректировать по рассеянию данные проекции для реконструкции.

7. Способ по п.6, в котором угловое разнесение дискретизации основано на одновременном испускании излучения в течение более 90% цикла сбора данных.

8. Способ по п.1, дополнительно включающий в себя этап, на котором используют запускающий сигнал, чтобы определять то, когда дискретизированное перекрестное рассеяние обнаруживается.

9. Способ по п.8, в котором запускающий сигнал соответствует электрической активности сердца.

10. Способ по п.1, дополнительно включающий в себя этап, на котором стробируют получение сигнала перекрестного рассеяния с помощью параллельно получаемого ECG сердца сканируемого объекта в ходе СТ-сканирования сердца.

11. Способ по п.10, в котором стробирование инициирует выполнение дискретизации перекрестного рассеяния в промежутках между фазами работы сердца, для которых обнаруживаются данные проекции.

12. Способ по п.1, в котором угловое разнесение дискретизации перекрестного рассеяния является одним из однородного и неоднородного в цикле сбора данных.

13. Способ по п.1, дополнительно включающий в себя этапы, на которых:
обнаруживают выборки первичного излучения, когда только один из рентгеновских источников (24) испускает излучение; и
сравнивают выборки первичного излучения со скорректированными по рассеянию проецируемыми выборками, чтобы определять эффективность корректировки рассеяния.

14. Способ по п.1, дополнительно включающий в себя этап, на котором используют схему сбора данных, включающую в себя, по меньшей мере, одно из сканирования на 180°, при котором данные обнаруживаются за 180° плюс угол веера, многоциклового стробированного осевого сканирования и спирального сканирования.

15. Компьютерная томографическая система (10), содержащая:
по меньшей мере, два рентгеновских источника (14), которые вращаются и параллельно испускают излучение через поле (22) формирования изображения, при этом каждый, по меньшей мере, из двух рентгеновских источников (14) деактивируется в пределах соответствующих интервалов (50, 52, 54, 56) дискретизации перекрестного рассеяния, причем излучение перекрестного рассеяния для деактивированного рентгеновского источника (24) дискретизируется с угловым разнесением дискретизации, чтобы дать возможность, по меньшей мере, двум рентгеновским источникам (14) параллельно испускать излучение в течение, по меньшей мере, одного кадра сбора данных;
по меньшей мере, один детектор (24) для каждого, по меньшей мере, из двух рентгеновских источников (14), при этом, по меньшей мере, один детектор (24) обнаруживает данные проекции, когда, по меньшей мере, два рентгеновских источника (14) одновременно испускают излучение и излучение перекрестного рассеяния для деактивированного рентгеновского источника (14);
интерполятор (36), который создает выборки корректировки рассеяния из обнаруженных выборок перекрестного рассеяния, чтобы формировать выборки для кадров в промежутках между дискретизированными кадрами;
компонент (38) корректировки, который корректирует по рассеянию данные проекции с помощью соответствующих данных корректировки рассеяния; и
систему (42) реконструирования, которая реконструирует скорректированные по рассеянию данные проекции, чтобы сформировать, по меньшей мере, одно изображение.

16. Система по п.15, в которой, по меньшей мере, два рентгеновских источника (14) параллельно испускают излучение в течение, по меньшей мере, двух последовательных кадров сбора данных.

17. Система по п.15, в которой угловое разнесение дискретизации перекрестного рассеяния является функцией от угловой частоты перекрестного рассеяния.

18. Система по п.17, в которой угловое разнесение дискретизации перекрестного рассеяния дополнительно является функцией, по меньшей мере, от одного из статистических данных визуализации и эффективности рентгеновских источников (14).

19. Система по п.15, дополнительно включающая в себя устройство (32), которое управляет дискретизацией излучения перекрестного рассеяния, чтобы получить выборки перекрестного рассеяния в ходе фаз работы сердца, при которых данные проекции не обнаруживаются.

20. Система по п.15, в которой угловое разнесение дискретизации перекрестного рассеяния является одним из однородного и неоднородного в цикле сбора данных.

21. Система по п.15, в которой, по меньшей мере, один детектор (24) для каждого, по меньшей мере, из двух рентгеновских источников (14) дополнительно обнаруживает выборки первичного излучения, когда только соответствующий один из рентгеновских источников (24) испускает излучение.

22. Система по п.15, в которой выборки первичного излучения используются для того, чтобы совершенствовать корректировку рассеяния.

23. Система по п.22, в которой излучение получают в ходе, по меньшей мере, одного из сканирования на 180°, при котором данные обнаруживаются за 180° плюс угол веера, многоциклового стробированного осевого сканирования и спирального сканирования.

24. Система по п.15, в которой корректировка рассеяния является независимой от ширины объема, излучаемого в пределах поля (22) формирования изображения.

25. Система по п.15, в которой детекторы (24) - это детекторы конусных лучей.

26. Система по п.15, в которой рентгеновские источники (14) размещены с угловым смещением относительно друг друга в плоскости вращения.

27. Система по п.15, в которой фокусы рентгеновских источников (14) размещены в двух различных положениях вдоль z оси.

28. Компьютерная томографическая (СТ) система (10) формирования изображения, содержащая:
средство параллельного испускания излучения через поле (22) формирования изображения, по меньшей мере, с помощью двух рентгеновских источников (14);
средство выборочного отключения каждого, по меньшей мере, из двух рентгеновских источников (14) в пределах соответствующих интервалов (50, 52, 54, 56) дискретизации перекрестного рассеяния и дискретизации излучения перекрестного рассеяния для деактивированного рентгеновского источника (14) с угловым разнесением дискретизации, чтобы дать возможность, по меньшей мере, двум рентгеновским источникам (14) параллельно испускать излучение в течение, по меньшей мере, одного кадра сбора данных;
средство обнаружения излучения, испускаемого, по меньшей мере, посредством двух или более рентгеновских источников (14);
средство создания сигналов корректировки рассеяния из обнаруженных выборок перекрестного рассеяния для требуемого числа кадров;
средство корректировки по рассеянию данных проекции с помощью данных корректировки рассеяния; и
средство реконструирования скорректированных по рассеянию данных проекции, чтобы сформировать, по меньшей мере, одно изображение.



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к медицине и предназначено для диагностики обтурационного калькулезного холецистита. .

Изобретение относится к медицине, онкологии и касается ранней диагностики постлучевого поражения миокарда у больных раком легкого на этапах комбинированного лечения путем изучения морфофункционального состояния миокарда.

Изобретение относится к медицинским системам визуализации, в частности в компьютерной томографии. .
Изобретение относится к медицине, нейрохирургии, неврологии и лучевой диагностике и может быть использовано для диагностики компрессии позвоночной артерии (ПА) в одноименном канале при различных формах поражения позвоночно-двигательного сегмента, в частности при дегенеративно-дистрофических заболеваниях шейного отдела позвоночника.

Изобретение относится к медицине, лучевой диагностике в травматологии и ортопедии и предназначено для исследования тканевых компонентов крупных суставов на разных стадиях асептического некроза, различного генеза.

Изобретение относится к медицине, а именно к ветеринарии, и предназначено для диагностики краниовертебральных патологий у карликовых пород собак. .

Изобретение относится к кардиологии, сердечно-сосудистой хирургии, функциональной диагностике и клинической электрофизиологии сердца. .
Изобретение относится к медицине, офтальмологии и может быть использовано для оценки состояния структур глазной орбиты и слезоотводящего аппарата больных с повреждениями и посттравматическими деформациями орбиты.

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к системам визуализации, используемым при хирургических операциях
Изобретение относится к медицине, а именно неврологии, нейрохирургии и лучевой диагностике, и может быть использовано для выбора тактики лечения при спондилоартрозе поясничного отдела позвоночника
Изобретение относится к медицине, а именно к лучевой диагностике и оториноларингологии, и может быть использовано для диагностики адгезивного среднего отита

Изобретение относится к медицинским системам формирования изображения

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к системам визуализации в компьютерной томографии

Изобретение относится к компьютерной томографии

Изобретение относится к медицине, травматологии, ортопедии и лучевой диагностике, и предназначено для определения относительной минеральной плотности (ОМП) костного дистракционного регенерата (КДР)
Изобретение относится к области медицины, а именно к нейрохирургии, неврологии и функциональной диагностике
Наверх