CN101065781A

CN101065781A - 图像重建设备和方法

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Publication number: CN101065781A
Application number: CNA2005800402009A
Authority: CN
Inventors: M·伯特拉姆; T·阿克; G·罗塞; D·谢弗
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Philips Intellectual Property and Standards GmbH; Koninklijke Philips NV
Priority date: 2004-11-23
Filing date: 2005-11-22
Publication date: 2007-10-31
Also published as: WO2006056942A1; US20090154787A1; EP1839266A1; JP2008520326A

Abstract

本发明涉及一种用于根据目标(7)的投影数据来重建所述目标(7)的3D图像的图像重建设备和一种相应的方法。为了获得具有清晰高对比度的结构并几乎没有图像模糊的3D图像，其中明显降低了条纹假象(和组织型区域内的噪声)，提出了一种图像重建设备，其包括：用于使用初始投影数据重建所述目标(7)的第一3D图像的第一重建装置(30)，用于根据所述初始投影数据来计算内插投影数据的内插装置(31)，用于至少使用内插投影数据来重建所述目标(7)的第二3D图像的第二重建装置(32)，用于将第一或第二3D图像分割为高对比度和低对比度区域的分割装置(33)，用于根据所述第一和所述第二3D图像的所选区域重建第三3D图像的第三重建装置(34)，其中将所述分割的3D图像用于从所述第一3D图像中选择图像值用于高对比度区域，从所述第二3D图像中选择图像值用于低对比度区域。

Description

图像重建设备和方法

技术领域

本发明涉及一种用于由目标的投影数据重建所述目标的3D图像的图像重建设备和一种相应的图像重建方法。本发明还涉及一种用于目标的3D成像的成像系统和一种用于在计算机上实现所述图像重建方法的计算机程序。

背景技术

基于C臂的旋转X射线体积成像是一种用于介入及诊断医疗应用的很有潜力的方法。虽然这种技术的当前应用局限于诸如选择性填充了造影剂的血管的高对比度目标的重建，但是向弱对比度成像扩展将是非常需要的。然而，其缺陷是，由于C臂相对慢的旋转运动和现有X射线检测器的有限帧速，与典型CT采集协议相比，用于采集3D重建所需投影序列的典型扫描仅提供少量的投影。特别是如果将滤波的反投影用于图像重建，这种角度欠采样在重建体积中产生明显的条纹假象，使所得3D图像质量恶化。

在M.Bertram、G.Rose、D.Schfer、J.Wiegert、T.Aach的文章“Directional interpolation of sparsely sampled cone-beam CTsinogram data”(Proceedings 2004 IEEE International Symposiumon Biomedical Imaging(ISBI)，Arlington，VA，April 15-18，2004)中，已经描述了一种明显降低源自稀疏角度采样的条纹假象的方案。其基本思想是通过正弦图(sinogram)空间中的非线性、定向内插法能够增加可用于重建的投影数量。然而，其缺陷是，额外内插投影显示出一定程度的图像模糊。已经发展了这篇文章中描述的定向内插技术以最小化所述图像模糊，但是仍然留有不可避免的少量模糊。

发明内容

本发明的目的是提供能够克服残余图像模糊问题的一种用于由目标的投影数据重建所述目标的3D图像的图像重建设备和一种相应的图像重建方法。

根据本发明，通过如权利要求1所述的图像重建设备实现这个目地，该设备包括：

用于使用初始投影数据重建所述目标的第一3D图像的第一重建装置，

用于根据所述初始投影数据计算内插投影数据的内插装置，

用于至少使用内插投影数据重建所述目标的第二3D图像的第二重建装置，

用于将第一或第二3D图像分割为高对比度和低对比度区域的分割装置，

用于根据所述第一和所述第二3D图像的所选区域重建第三3D图像的第三重建装置，其中将所述分割的3D图像用于从所述第一3D图像中选择图像值用于高对比度区域，从所述第二3D图像中选择图像值用于低对比度区域。

权利要求11中描述了一种相应图像重建方法。权利要求12中描述了一种用于在计算机上实现所述方法的计算机程序。

本发明还涉及一种如权利要求9所述的用于目标的3D成像的成像系统，其包括：

用于采集所述目标的投影数据的采集装置，

用于存储所述投影数据的存储装置，

如权利要求1到8中任何一项所述的用于重建所述目标的3D图像的图像重建设备，

用于显示所述3D图像的显示器。

在从属权利要求中描述了本发明的优选实施例。

本发明基于将混合算法用于3D图像重建的思想。进行两个中间重建，一个仅使用初始测量的投影，而另一个额外使用内插投影。将要显示并供医生使用的最终重建3D图像由两个中间重建图像组成。这按照结合了两个中间重建的优点的方式来实现。

特别地，对于最终的重建混合体积3D图像，将内插重建结果用于低对比度(“组织”)体素而将初始重建结果用于高对比度体素。这能够明显降低重建3D图像的均匀区域内的条纹假象，同时防止了诸如填充了造影剂的骨骼或血管的高对比度目标的边界模糊，从而完全保持了这样的目标的空间分辨率。

原则上，这种混合算法的思想与用于产生额外投影的内插方案无关，但是可以预期，使用精确的非线性内插法诸如上述M.Bertram等人的文章中所述的算法，能够产生最优结果。

在本发明的优选实施例中，第二重建装置用来仅使用内插投影数据来重建所述目标的初始第二3D图像和将所述第一3D图像添加到所述初始第二3D图像上以获得所述第二3D图像。与在直接用于重建第二3D图像的重建中直接使用内插投影数据和初始投影数据二者的替代实施例相比，这种方式节省计算时间。由于重建是线性运算，所以在这两种情况中结果相同。

在另一实施例中，在第二3D图像的重建过程中仅使用内插投影数据，这甚至需要更少的计算时间，但精确度较低。

通常，为了将第一或第二3D图像分割为高对比度和低对比度区域，可以采用任何类型的分割方法。优选采用基于边特征的分割方法或基于灰度值的分割方法。例如，在后种方法中分割具有高于某一阀值的灰度值梯度的体素。通常并且独立于所采用的特定分割方法，应该确定位于高对比度的目标诸如填充了造影剂的骨骼或血管的边界附近的体素，在第二3D图像中即在内插重建中大多数模糊发生在上述边界区域。对于基于梯度的分割，对于每个体素计算灰度值梯度的绝对值。然后，分割具有高于某一阀值的灰度值梯度的那些体素。选择在或者一个或者两个分割步骤(基于灰度值阀值的分割步骤或基于梯度的分割步骤)中分割的全部体素来表示最终的分割结果。

为了进一步改进分割质量和适合度，在本发明的另一实施例中提出，通过诸如标准扩张方法的图像扩张方法来加宽高对比度目标的分割边界，以确保该分割包含全部有可能模糊的体素。可以通过将附近具有至少一个分割体素的全部体素添加到分割结果中来进行扩张。

在本发明的另一实施例中提出，通过在所述分割后使用图像腐蚀方法从所述高对比度区域中去除奇异(singular)的分割的高对比度区域。从而，可以从分割结果中去除可能被无意分割的不属于高对比度目标或其边界的奇异体素。可以通过从分割结果中排除附近没有任何其它分割体素的全部体素来实现腐蚀。

可以在如权利要求8所述的一种用于目标3D成像的成像系统中使用根据本发明提出的图像重建方法。为了采集目标的投影数据，优选使用基于C臂的X射线体积成像装置或CT成像装置。所述类型的条纹假象不仅在X射线体积成像模式中发生，而且在其它成像模式，诸如CT或层析X射线摄影合成(tomosynthesis)中发生，特别是只要将滤波的反投影型算法用于重建时就会发生。通常，由于采集投影的数量通常很高，所以在CT中该问题没有在X射线体积成像中严重。然而，在诸如触发或选通冠状重建的特定CT应用中条纹假象问题非常明显，而在其中应用本发明是有利的。

附图说明

将参照附图更加详细地解释本发明，在附图中：

图1示出了根据本发明的成像系统的方块图，

图2示出了根据本发明的图像重建设备的方块图，

图3示出了用于重建最终3D图像的第三重建步骤的流程图，

图4示出了用已知方法和用根据本发明的方法获得的数学头部影像的重建图像和相应的误差图像，以及

图5示出了对于图4a中示出的第一重建的分割结果。

具体实施方式

图1示出了根据本发明的计算机X射线层析摄影术(CT)成像系统1，包括代表CT扫描仪的托台2。托台2具有向托台2的相对侧上的检测器阵列5发射X射线束4的X射线源3。由共同感应穿过诸如内科病人的目标7的投影X射线的多个检测器元件6来形成检测器阵列5。以具有检测器元件6的多个平行行(图1中仅示出了检测器元件6的一行)的多层构造来制备检测器阵列5。每个检测器元件6产生表示撞击的X射线束的强度并因此表示当其穿过病人7时束衰减的电信号。在采集特别是2 D投影数据或3D正弦图数据的X射线投影数据的扫描期间，托台2和安装在其上的元件围绕旋转中心8旋转。

由CT系统1的控制装置9控制托台2的旋转和X射线源3的运行。控制装置9包括为X射线源3提供能量和定时信号的X射线控制器10和控制托台2的旋转速度和位置的托台电动机控制器11。控制装置9中的数据采集系统(DAS)12采集来自检测器元件6的模拟数据并将该数据转换为用于后续处理的数字信号。图像重建器13接收来自DAS 12的采集和数字化X射线数据并且执行高速图像重建。将重建的图像作为输入施加给计算机14，计算机14将该图像存储在大容量存储设备15中。

计算机14还通过具有键盘的控制台16接收来自操作员的命令和扫描参数。辅助阴极射线管显示器17允许操作员观察来自计算机14的重建图像和其它数据。计算机14使用操作员提供的命令和参数以便给DAS12、X射线控制器10和托台电动机控制器11提供控制信号和信息。另外，计算机14还操作平台电动机控制器18，后者控制电动平台19以在托台2中定位病人7。特别地，平台19移动病人7的一部分通过托台开口20。

在图2的方块图中示出了根据本发明所提出的图像重建器13的细节。

首先，使用测量的投影数据，照常在第一重建装置30中执行3D图像重建。在下文中，将这种重建称为“初始重建”(或“第一3D图像”)。在这种重建中，如由成像系统的调制传递函数所确定的那样，目标具有十分清晰的边界。然而，在稀疏角度采样的情况下，初始重建遭受到源自每个所用投影中清晰目标边界的典型条纹假象的存在的影响。例如，可以在图4a中示出的模拟头部影像的重建中观察到这种现象。

在第二步骤中，内插装置31使用适当的内插方案来增加可用投影的角度采样密度。例如，可以使投影数量加倍，以便在两个初始测量的投影之间，在中间投影角度处内插额外的投影。虽然优选精确的非线性内插法，但是也可以将任何类型的内插算法用于这个步骤。

然后第二重建装置32根据初始测量的和新内插的投影数据来重建第二3D图像，在下文中称为“内插重建”。在实践中，通过仅根据内插投影来重建初始第二图像并且通过将初始重建添加到这个图像上，由于重建是线性运算所以这给出了相同结果(第二3D图像)，节省了计算时间。由于更大的角度采样密度，明显降低了内插重建中条纹假象的强度。而且，由于内插所固有的低通滤波效应，内插重建中的噪声水平被降低了。然而，条纹假象和噪声的降低伴随有内插重建中一定数量的图像模糊的出现。例如，可以在图4b中示出的模拟头部影像的重建中观察到这种现象。

在第三步骤中，分割装置33对初始或内插重建进行分割。分割的目的是确定位于高对比度目标(诸如填充了造影剂的骨骼或血管)的边界附近的体素，内插重建中的大部分模糊发生在上述边界区域。为了这个目的，对于每个体素计算灰度值梯度的绝对值。然后，分割具有高于某一阀值的灰度值梯度的那些体素。可选地，可以使用更加高级的基于边特征的分割方法。然后，优选通过标准图像扩张技术来加宽高对比度目标的分割边界，以确保分割包含全部有可能模糊的体素。

当高对比度体素仅占据图像的相对小的部分时，这可以通过将具有在某个“软组织型”灰度值窗口以外的灰度值的全部体素添加到分割结果中来被进一步确保。另一方面，可以通过标准图像腐蚀技术从分割结果中将由于图像噪声或条纹假象而被无意分割的不属于高对比度目标或其边界的奇异体素去除。作为实例，图5示出了重建头部影像的简单(基于灰度值和梯度)阀值分割的结果。

在第四步骤中，第三重建装置34使用分割结果以便从初始和内插重建中组合出混合重建，即所需要的最终3D图像。在这个过程中，对于分割的“高对比度”体素使用初始重建的结果，而对于剩余的“软组织型”体素使用内插重建的结果。结果是，混合重建包含清晰的高对比度结构并且几乎没有图像模糊，另外，在组织型区域中条纹假象和噪声被明显降低了。例如，可以在图4c中示出的模拟头部影像的重建中观察到这种现象。

图3的流程图更加详细地阐述了重建最终的3D图像的最后步骤。在这个步骤中没有进行完全新的重建，而是将初始和内插重建的部分进行结合。特别地，对于每个体素，分割装置33所获得的分割结果决定了从这两种重建中的哪一个中选择相应的灰度值。

在步骤S1中，处理最终3D图像的特定体素。然后，在步骤S2中选择这个体素是否是高对比度区域的部分，这可以基于分割结果来确定。如果这个体素是高对比度区域的部分，那么随后在步骤S3中从第一3D图像中获取特别是灰度值的体素数据，而在其它情况下，在步骤S4中从第二3D图像中获取特别是灰度值的体素数据。反复进行这个程序，直到已经达到了3D图像的最终体素，这在步骤S5中核查。

如已经描述的，图4a到4c示出了数学头部影像的重建图像。图4d到4f示出了相应的误差图像。初始重建(图4a)基于在360度的角度范围内获得的90个投影。内插重建(图4b)基于这些初始的90个投影并且额外地基于90个直接内插的投影。一部分根据初始重建并且一部分根据内插重建组合出根据本发明所提出的混合重建(图4c)，结合了两者各自的优点。从而，为了强调图像图4a-4c之间的差异，图4d-4f示出了上面的各个图像图4a-4c与由2880个大量的初始投影所形成的参考重建之间的差分图像。

图5示出了图4a中示出的初始重建的分割结果。为了组合出图4c中示出的混合重建，在黑色区域内使用来自初始重建的灰度值，在别处使用来自内插重建的值。

图2示出的内插装置31中采用的非线性内插的优选方法的基本思想是使用基于形状(即定向)的内插法以预测丢失的投影。由这种方法获得的内插投影提供了用于重建的额外信息，能够明显降低欠采样引起的图像假象。方向驱动内插方法通过估计给定输入数据集中的边缘取向和其它局部结构而工作。在旋转X射线体积成像情况下，通过堆叠全部采集的二维投影来获得三维投影数据(3D正弦图)集。内插的目的是在旋转角轴的方向上增加这个数据集的采样密度。

内插程序分为两个步骤。首先，通过梯度计算来估计3D正弦图中每个采样点处的局部结构的方向，或者更加适当地，通过计算结构张量及其特征系统(Eigensystem)来确定它们的取向。其次，对于丢失的投影的内插，仅考虑测量的相邻投影中的被取向为平行于先前识别的局部结构的像素对，而不考虑那些垂直取向的像素对。按照这种方式，防止了内插投影数据中尖锐的灰度级变化的不需要的光滑。在实际应用中，对于内插考虑相邻投影的附近中的全部像素，但根据局部取向对它们的贡献进行加权。

在基于C臂的X射线体积成像中采用提出的方法能够明显降低源自稀疏角度采样的图像假象，同时完全保持高对比度目标的空间分辨率。按照这种方式，该方法有助于克服基于C臂的X射线体积成像用于高对比度目标的当前局限，预期的最终目标是在诊断及治疗引导的应用中开拓新的领域。可以将这种新颖的混合重建方法添加到现有3D-RA重建软件包中。另外，本发明应用于CT成像系统时特别有优势。

结果是，根据本发明提出的混合重建包含清晰的高对比度结构并且几乎没有图像模糊，另外，条纹假象(和组织型区域内的噪声)被明显降低了。

Claims

1.一种用于根据目标(7)的投影数据重建所述目标(7)的3D图像的图像重建设备，其包括：

用于使用初始投影数据来重建所述目标(7)的第一3D图像的第一重建装置(30)，

用于从所述初始投影数据计算内插投影数据的内插装置(31)，

用于至少使用内插投影数据来重建所述目标(7)的第二3D图像的第二重建装置(32)，

用于将第一或第二3D图像分割为高对比度和低对比度区域的分割装置(33)，

用于根据所述第一和所述第二3D图像的所选区域重建第三3D图像的第三重建装置(34)，其中将所述分割的3D图像用于从所述第一3D图像中选择图像值用于高对比度区域，从所述第二3D图像中选择图像值用于低对比度区域。

2.如权利要求1所述的设备，其中所述第二重建装置(32)用于仅使用内插投影数据来重建所述目标的初始第二3D图像和将所述第一3D图像添加到所述初始第二3D图像上以获得所述第二3D图像。

3.如权利要求1所述的设备，其中所述第二重建装置(32)用于在所述重建中使用内插投影数据和初始投影数据来直接重建所述目标的所述第二3D图像。

4.如权利要求1所述的设备，其中所述第二重建装置(32)用于仅使用内插投影数据来直接重建所述目标的所述第二3D图像。

5.如权利要求1所述的设备，其中所述内插装置(31)用来使用非线性内插法。

6.如权利要求1所述的设备，其中所述分割装置(33)用来使用基于边特征的分割方法或基于灰度值的分割方法。

7.如权利要求1所述的设备，其中所述分割装置(33)用来加宽分割的高对比度区域，特别是通过使用扩张方法。

8.如权利要求1所述的设备，其中所述分割装置(33)用来通过使用图像腐蚀方法从所述高对比度区域中去除奇异分割的高对比度区域。

9.一种用于目标的3D成像的成像系统，其包括：

用于采集所述目标(7)的投影数据的采集装置(2)，

用于存储所述投影数据的存储装置(15)，

如权利要求1到8中任一项所述的用于重建所述目标(7)的3D图像的图像重建设备(13)，和

用于显示所述3D图像的显示器(27)。

10.如权利要求9所述的成像系统，其中所述采集装置(2)是CT成像装置或X射线体积成像装置。

11.一种用于根据目标(7)的投影数据重建所述目标的3D图像的图像重建方法，包括下列步骤：

使用初始投影数据来重建所述目标(7)的第一3D图像，

根据所述初始投影数据计算内插投影数据，

至少使用内插投影数据来重建所述目标(7)的第二3D图像，

将第一或第二3D图像分割为高对比度和低对比度区域，

根据所述第一和所述第二3D图像的所选区域重建第三3D图像，其中将所述分割的3D图像用于从所述第一3D图像中选择图像值用于高对比度区域，从所述第二3D图像中选择图像值用于低对比度区域。

12.一种包含程序代码装置的计算机程序，当在计算机上执行所述计算机程序时该装置执行如权利要求11所述的方法步骤。