技术领域
本发明总的涉及在医疗中用于检查患者的计算机断层造影。在此，本发明 尤其是涉及用于在分段式剂量减小的螺旋扫描中再现图像的方法。
背景技术
利用现代医疗诊断方法、例如X射线计算机断层造影可以获得待检查测量 对象的图像数据。通常被检查测量对象是指患者。
X射线计算机断层造影(下面简称CT)是一种特殊的X射线拍摄方法， 其在构造图像时基本不同于经典的X射线断层拍摄方法。在CT拍摄时获得横 向截面图像，也就是基本上垂直于身体轴的身体断层的图像。显示在图像中的、 特定于组织的物理参数是X射线辐射在该截面中衰减值的分布μ(x，y)。通过再 现由采用的测量系统提供的、μ(x，y)二维分布从很多不同视角的一维投影来获得 CT图像。
根据吸收定律
ln I 0 I = ∫ L μ ( x , y ) dl ]]>
从X射线辐射束在其穿过待成像断层后的强度I以及该X射线辐射束在X射线 源的原始强度I0中获得投影数据。积分路径L表示所观察的X射线辐射束穿过 二维衰减分布μ(x，y)的轨迹。然后，将用一个视角方向的X射线辐射束获得的、 穿过对象断层的线性积分的测量数据组合成一个图像投影。
通过在断层平面内围绕对象旋转的、组合的X射线管-探测器系统(支架) 获得来自不同方向的投影(以投影角φ为特征)。目前最常用的设备是所谓的“扇 形辐射设备”，其中X射线管和探测器阵列(具有确定宽度S的探测器的线性 结构)在断层平面内一起围绕旋转中心旋转，该旋转中心也是圆形测量场的中 心。在此不解释具有很长测量时间的“平行辐射设备”。但是应当指出，可以从 扇形转换为平行投影及相反，从而将借助扇形辐射设备解释的本发明可以没有 限制地用于平行辐射设备。
在图6中示意性示出用于扇形辐射方法的计算机断层造影设备。在该设备 中，共同称为“支架”的X射线管7和辐射接收器13(线性设置的探测器元件 阵列)一起围绕旋转中心旋转，该旋转中心也是圆形测量场5(支架开口)的 中心，并且在该中心内待检查患者1位于患者卧榻4上。为了能检查患者1的 不同平行平面，患者卧榻可以沿着身体纵轴平移。从图中可以看出，在CT拍 摄中给出横向截面图像，也就是基本上垂直于身体轴的身体断层的图像。CT 需要在很多角度φ下进行投影。为了产生一幅断层照片，这样来遮蔽由X射线 管7发射的辐射锥，即形成一个平面的辐射扇形，其投射出被穿透断层的一维 中央投影。为了精确再现衰减值的分布μz(x，y)(z是身体纵轴上的位置)，该辐 射扇形必须垂直于旋转轴，比外还必须扩展得足以从每个投影方向都与测量对 象的被对准的断层完全重叠。穿透对象的辐射扇形由线性设置在一个扇形上的 探测器接收。对于市场上常见的设备，最多达到1000个探测器。各探测器用电 信号对到达的辐射束做出反应，该电信号的振幅与该辐射束的强度成正比。在 所谓的多行探测器中，平行设置多行探测行。
每个属于投影φ的探测器信号分别由测量电路7接收，并传递至计算单元 (计算机或系统计算机)16。利用该计算单元16可以按照合适方式处理所测量 的数据，并以所谓的Hounsfield单位的X射线图像形式显示于监视器14上。
检查对象的较大体积通常借助螺旋扫描来拍摄。在螺旋形扫描中，具有辐 射源的支架连续围绕检查对象旋转，同时患者卧榻相对于支架连续沿着系统轴 方向(通常是患者纵轴或z轴)平移。
就检查对象来说，直到扫描完该检查前被确定的体积为止辐射源都划了一 螺旋轨迹。然后，根据这样获得的螺旋数据计算出各断层的图像。
螺旋CT中的参数选择对应于传统CT中的参数选择。
作为螺旋扫描中的附加参数，必须选择每旋转360°的卧榻进动量d(以mm 为单位)。卧榻进动量d与断层校准M·S(探测器行数M与探测器行宽度S的 乘积)的比例作为无维参数一般称为节距(Pitch)或节距因子(Pitchfaktor)p：
p = d M · S ]]>
通常节距值选择在1和2之间。节距越大覆盖扫描立体的速度越快。
一般来说，在传统CT和螺旋CT中患者剂量都取决于很多参数，除了CT 系统的技术特征和所选择的检查参数之外，尤其是还取决于患者大小和所选择 的解剖检查区域。
由于CT成像基于X射线辐射束在有机组织中的衰减或者说吸收，因此在 辐射期间会产生可能会损害细胞的能量沉积(辐射剂量)。
因此CT成像的目标是，在CT拍摄时将用于患者的剂量保持得尽可能的 少。尤其是要注意，使特别容易受辐射的器官尽可能少地被曝射。根据“ICRP： Publication 60-Recommendation of the International Commission on Radiologial Protection；Pergamon Press，Oxford，1990”，对辐射特别敏感的器官包括性腺、女 性乳腺、甲状腺和眼球晶状体等等。
根据现有技术，在CT成像中用于患者的剂量是例如通过降低总X射线管 电流来减小的。简单降低X射线管电流减小了对患者的剂量。但同时恶化了图 像质量。
但是，不能轻视剂量减小对图像质量的影响。与此有关的、对剂量减小的 进一步发展出现在取决于衰减的X射线管电流调制中(CAREDose，Gies， Kalender，Wolf，Suess：Dose reduction in CT by anatomically adopted tube current modulation，1 Simulation Studies Med.Phys.26(11)：2231-2247，199)。在这种技术 中，对于具有高衰减的投影(例如沿着患者肩轴的横向)稍微提高X射线管电 流；对于具有低衰减的投影(例如从前到后(a.p.)或相反(p.a.))则剧烈减小 X射线管电流。在此利用的是，图像点噪声主要由其中穿过对象的衰减很高的 投影来确定。由此，在具有低衰减的投影中减小X射线管电流对图像质量不会 产生负面影响。
通过类似方式，在CT荧光镜检查中连续获取同一个断层的数据并立即进 行再现。拍摄在没有卧榻移动的条件下进行。通过这种方式，可以例如在穿刺 或活组织检查时跟踪分别采用的医疗仪器的位置。总是能为检查医生提供当前 的图像。为了保护医生的手，在荧光镜检查的可能实施方式(HandCARE)中 强烈减小或者说完全切断在前-后方向上的X射线辐射。由此，该方法 (HandCARE)的目标是，最小化输入检查者的辐射剂量，也就是对检查者的 手的剂量。在HandCARE中通过合适的算法重建具有减小或者说缺少辐射的投 影的缺少的数据。
如已提到的，在以前所示方法中的数据获取是按照断层或按照薄片的方式 进行，而且没有选择减小剂量。
发明内容
因此本发明要解决的技术问题在于，提供一种快速CT立体拍摄和再现方 法，通过该方法可以针对性地减小对特别容易受到辐射的器官的辐射剂量。
根据本发明，要求保护一种用于借助具有加载了管电流的辐射源的CT设 备、沿着位于可在z方向上平移的卧榻上的患者的z轴、在剂量减小的分段式 螺旋扫描中再现不完整投影数据组的方法，其中所述辐射源发射出落在探测器 系统上的射线束，该探测器系统提供用于在图像计算装置中获得检查对象的二 维和三维扫描图像的扫描数据，其中，在节距大于等于1和z位置具有不完整 投影数据组时，为了再现在该z位置的图像，在预处理步骤中将该投影的另一 行的数据和/或前一次或后一次360°旋转的数据用于计算完整的投影数据组。
此外，根据本发明，通过插值来进行所述完整投影数据组的计算。此外有 利的是，线性地进行所述插值。
尤其是在节距等于1时，在本发明的可能实施方式中，为了再现在两个辐 射段之间的一个z位置的图像，对来自相邻旋转的数据进行重新分类。
优选的，在前面进行剂量减小，而且是在β＝180°-α的角度范围内，其中α 是辐射源的扇形角。
同样优选的是，在本发明的可能实施方式中，通过在剂量减小的片段内切 断管电流来进行剂量减小。
此外，根据本发明，还要求保护一种用于实施上述方法的装置。
此外，根据本发明，还要求保护一种计算机软件产品，当该计算机软件产 品在与CT设备相连的计算装置上运行时实现上述方法。
附图说明
下面借助附图中的实施例详细解释本发明的其它优点、特征和特性。
图1以正视图示意性示出本发明扫描方法中的投影的角度比例，
图2以透视图示意性示出通过沿着患者纵轴z的卧榻进动量d引起的扫描 的螺旋轨迹，
图3示意性示出多行探测器在接通X射线管和节距因子小于1时采集哪些 数据，
图4示意性示出多行探测器在接通X射线管和节距因子等于1时采集哪些 数据，
图5示意性示出多行探测器在接通X射线管和节距因子大于1时采集哪些 数据，
图6示意性示出计算机断层造影设备。
具体实施方式
图1以正视图示意性示出在患者卧榻2上的患者1。患者1平躺着，从而 容易受到辐射的器官(示出有乳腺4和眼球晶状体3)面对支架开口5的上部 区域(前面)。扫描这样进行，X射线管-探测器单元(支架)围绕患者圆形旋 转，同时患者以均匀的速度(恒定的卧榻进动量d)沿着患者纵轴z移动。根 据图2，支架旋转与患者平移的组合给出螺旋形扫描轨迹6，如在螺旋CT中常 见的那样。
本发明的目的在于，在螺旋扫描时保护所提到的对辐射敏感的器官，或者 说在图像质量尽可能最佳或信息损失最小的条件下施加尽可能少的辐射剂量。 根据本发明该目的是这样来实现的，只在支架开口的下部区域的γ＝180°+α角度 范围内向X射线管施加电流。
几何情况如下：患者位于支架开口5的中心。该支架开口由患者的肩轴(横 向投影)水平分为两半。上半部称为前面，而下半部称为后面。如果从前到后 辐射，则称为a.p投影，如果反过来从后到前辐射，则称为p.a投影。
根据本发明，只在角度范围γ＝α/2+180°+α/2＝180°+α(也就是横向的以及 p.a.)内入射，其中这样选择X射线管7的扇形角α，即患者在X射线管的每个 投影角度下都能被完全采集，并由此通过来自下半部(γ＝α/2+180°+α/2，横向 的以及p.a.)的辐射扇形被完全采集。
根据本发明，对于a.p.范围(β＝180°-α：在支架开口5的上半部中的虚线) 内的管位置不进行辐射。这意味着，在辐射源的横向投影或横向位置中也进行 辐射，从而总共获得在γ＝2*α/2+180°(也就是180°加上扇形角)的范围内每次 360°旋转的投影数据。通过这种方式，省掉了患者的a.p.侧，并显著降低了对 主要位于a.p.侧的辐射敏感器官(例如性腺、乳腺、甲状腺和眼球晶状体)的 剂量。
但是，在p.a.区域上的入射或投影区域的这种限制导致在p.a.侧β＝180°- 2·α/2＝180°-α的范围内不存在测量数据，所述范围代表沿着整个螺旋的一个钝 角圆柱体扇形切块8。但是，可以重建缺乏的该区域数据，如在图5的说明中 简短描述的那样。根据本发明，重建算法是计算机软件产品的一部分，该产品 实现在与CT设备(参见图6)连接的计算单元16中。
图3、4、5示意性示出了如何根据节距来进行数据采集。分别绘出相对于 探测器的z位置的投影角。在图3中示出对于节距小于1、图4中示出对于节 距等于1，在接通X射线管时(100％区域或辐射分段)探测器采集哪些数据。 对于a.p.投影β＝180°-α切断管电流(0％)。节距表征在旋转期间的探测器变化。 每一行9都对应于根据一定宽度的探测器行的一个探测器元件的变化而拍摄的 数据。行变化的斜度或斜率通过卧榻进动量来定义。节距或节距因子(如前所 述)一方面通过探测器通道的数量和宽度另一方面通过(沿着z轴的)卧榻进 动量来表征。如果节距等于1或小于1(图3和图4)，则在每个z位置可能都 会出现足以划分到前一个和后一个100％分段(辐射分段)上的数据，以便能 对该z位置再现一幅断层图像。完整的数据组在图3和图4中都表示为白色方 格。尤其是对于节距p＝1，为了再现图像必须在将数据划分到相邻辐射分段上 时进行重新分类。
在图5中示出当节距大于1时的数据获取的情况。对于z位置10也出现足 够的数据(180°加上扇形角)，以再现出完整的图像。但是，对于再现z位置 11的图像并不满足该条件，因为在阴影区域12中没有获得数据。由此，对于z 位置11的投影数据组是不完整的，但可以根据本发明的方法使其完整。对此需 要在预处理步骤中计算阴影区域的数据。这例如可以通过在同一投影角(在图 5的情况下是7π/2左右的范围)的相邻数据点之间进行(线性)插值来进行。 合适的数据点位于同一投影的另一行上(黑色区域13)或位于此前(黑色区域 14)或此后(未示出)的360°旋转中。在该预处理步骤之后可以象对z位置10 那样进行。
总之，利用本发明的方法可以显著减小在患者a.p.侧的辐射剂量。尤其是 a.p.侧的对辐射敏感的器官(如性腺、女性乳腺、甲状腺和眼球晶状体)可以通 过这种方式得到极好的保护。根据本发明方法的剂量减小明显大于根据现有技 术的mAs值的纯恒定减小。此外，显著减小了对患者的有效剂量，根据国际有 效建议(ICRP，1990)该有效剂量给出对所有器官的根据其辐射灵敏度加权的 和值。与根据现有技术的其它剂量减小方法(例如HandCARE)相反，根据本 发明的、以螺旋模式的减小剂量的拍摄和再现方法针对大立体的快速拍摄方法。 在此，所阐述的再现方法可以对不同节距值计算任意z位置上的图像。