CN101203181B - 用于心脏ct成像的带状伪像降低 - Google Patents
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Abstract
对象在预先选择的相位点(34)被成像，该相位点(34)在对象在检查区域(16)中移动时出现在一个或多个连续心脏周期中。照射窗(94)照射在围绕地相邻预先选择的相位点(34)的相位点窗(92)中的对象的每个重建体素(A，B，C)。时间窗(90)被确定，其包括整数数量N个连续心脏周期，其中相位点窗(92)被整个包括在照射窗(94)中。照射窗(94)根据所确定的时间窗(90)被截取。第一和第二区域(72，74)沿着轴向(Z)被确定，该第一和第二区域(72，74)互相交替。时间加权概图处理器(64)产生依赖于投射的时间加权概图(66)。时间窗处理器(102)应用归一化反向投射权重到位于相关第一区域中的每个体素。变化权重处理器(110)连续地、平滑地加权对位于相关第二区域(74)中的每个体素的读数。反向投射处理器(120)将加权的读数三维地反向投射成体积图像呈现。
Description
本发明涉及一种诊断成像技术。其被特别应用在对对象的心脏计算机断层摄影术中，并将特别参考其进行描述。然而，其也可被应用于其他类型的计算机断层摄影术成像、单光子发射计算机断层摄影术(SPECT)、正电子发射断层摄影术(PET)、三维X射线成像等等。
通常，计算机断层成像系统包括X射线源和围绕待检查对象旋转的X射线检测器。从多个方向，该对象被来自X射线源的X射线束照射。该X射线检测器接收从各个方向穿过该对象的X辐射并形成待讨论方向的衰减概图(attenuation profile)。由于在沿着待讨论的方向上穿过该对象的X射线的路径上对X射线的吸收和散射的原因，该衰减概图代表了对象中入射的X射线的衰减。
使用相位选择算法来重建螺旋心脏锥形束图像。典型地，心脏的特定相位被选择用于产生心脏图像。只有在时间上接近于所选择的相位-也就是在时间上对应于相同心脏相位的点，但是在不同的心脏周期中-所获取的数据才被同时使用在多切片重建过程中。根据扫描的参数，病人的心率及其可变性、心电门控窗的宽度和位置，可变数量的周期被用于每个体素的重建。典型的，这些体素根据穿过给定体索(即照射窗)的整个心脏周期的所有可用射线重建。
CT图像的质量经常被带状伪像所降低，带状伪像是因为使用来自接近不同心脏周期的相位点附近的投射来重建在空间上互相接近而又具有不同的轴位置或Z坐标的体素而导致的。在不同Z坐标的体素可以在不同组的心脏周期或照射窗(illumination window)上被照射。是使用在一个照射窗上所获取的数据来重建第一体素，而使用在不同的照射窗中所获取的数据来重建第二体素。心脏周期的数量在不同的照射窗中是变化的。这就导致了为这两个体素所计算的CT数量之间的不一致。
沿着Z方向延伸的视图，比如矢状或冠状视图，可具有条纹和伪像，其可归咎于多种原因，比如非周期心脏运动、每个心脏周期内相位点的不规律确定、贡献于各种体素的不同数量心脏周期等等。
因此需要一种技术，其能够抑制心脏锥形束成像中的带状伪像，其与校正带状伪像源无关。本发明提出一种方法和装置，其克服了前述局限和其他问题。
根据本申请的一个方面，揭露了一种用于在预先选定的相位点成像的诊断成像系统，该预先选定的相位点出现在对象在检查区域中移动时的一个或多个连续心脏周期中。照射窗在围绕地相邻于预先选定的相位点的相位点窗中照射对象的每个重建的体素。时间窗确定处理器或算法确定时间窗，其包括连续心脏周期中整数数量的相位点，其中相位点窗被整体包括在该照射窗中并且根据所确定的时间窗加权概图来截取该照射窗。Z区域分割处理器或算法沿着相对于体素Z坐标的轴方向确定时间加权概图的第一和第二区域，该第一和第二区域互相交替。加权处理器应用规一化的权重到对位于时间窗的第一和第二区域内重建体素的读数。反向投射处理器或算法将该加权的读数三维地反向投射为体积图像呈现。
根据本申请的另一方面，揭露了一种成像方法。对象的每个重建体素在围绕地相邻于预先选定的相位点的相位点窗中被照射，每个相位点出现在当对象在检查区域中移动时的一个或多个连续心脏周期中。时间窗被确定，其包括整数数量的连续心脏周期，其中相位点窗被整体包括在照射窗中。照射窗根据所确定的时间窗而被截取。沿着轴方向的时间窗中的第一和第二区域被确定，该第一和第二区域互相交替。对位于时间窗中第一和第二区域内重建体素的读数被加权。加权的读数被三维地反向投射为体积图像呈现。
本申请的一个优势在于减少了带状伪像。
另一个优势在于避免了确定带状伪像源的技术。
另一个优势在于根据心脏的和其他的门控成像技术的改善图像。
多种额外的优势和好处将通过阅读以下对优选实施例的详细描述而对本领域普通技术人员变得明显。
本发明可以采用多种组件和组件排列的形式，以及多种过程操作和过程操作排列的形式。附图仪用于说明优选实施例，而并不构成对本发明的限定。
图1概略地显示了计算机断层摄影成像系统；
图2概略地显示了与体素无关的加权概图；以及
图3概略地显示了一部分Z间隔，其被分成交替的加权概图区域。
参考图1，成像系统10包括计算机断层摄影扫描仪12，该扫描仪12具有产生辐射束的辐射源14，该辐射束优选地为锥形或楔形束，指向检查区域16。辐射束在其穿过暴露在检查区域16中的成像对象的感兴趣区域时相互作用并被部分吸收，也就在其经过检查区域时产生了空间上的变化吸收。优选为二维检测器的辐射检测器18检测在经过检查区域16之后吸收衰减的辐射。源14和检测器18的每个辐射检测元件之间的路径被指示为射线。
优选地，辐射源14产生X射线的锥形束。辐射源14和检测器18优选地以相对的方式被安装在旋转托台20上以使得检测器18连续地接收到来自辐射源14的X射线。随着辐射源14和检测器18围绕旋转托台20上的检查区域16连续旋转，视图通过多个旋转而获得。每个视图或数据的二维阵列代表通过检测器18的检测元件同时采样而采集的其顶点在源14的锥束射线。在螺旋锥形束计算机断层摄影术中，对象支撑或平台26通过马达驱动器28在轴向或Z方向线性移动。
可选地，锥形束计算机断层摄影投射数据通过(i)对象支撑26在每个轴向扫描过程中静止并在轴向扫描之间线性步进的多个旋转或(ii)对象支撑连续移动以定义螺旋轨道的多个旋转而获得。辐射检测器18的检测元件的输出被转换为电获取的积分衰减投射数值μdo，该数值被存储在数据存储器30中。每个投射数据对应于沿着从辐射源14到检测器18的相应检测元件的衰减的线积分。
对于典型的锥形束几何学，线积分指数通常对应于用来测量读数的检测器元件。然而，所希望的是线积分指数缺少与检测器元件数量的直接对应。这种直接对应的缺少例如可从重组投射之间的内插而得到。
对于多切片扫描仪中源聚焦的采集几何结构，衰减线积分的读数或存储在数据存储器30中的投射数据组的投射可被参数化为P(α，β，n)，其中α是由旋转托台20的位置确定的辐射源14的源角度，β是扇形内部的角度(β∈[-Φ/2，Φ/2]其中Φ是扇形角)，而n是检测器行数。
心脏监视器32监视病人的心脏周期并检测通常与每个周期(即在每个R-R间隔中)的R波相关的相位点34。相位点34的位置由医师根据心脏的运动特性和所需的诊断信息来选择。分类装置38将衰减数据分类到在每个所选择的心脏相位期间所采集的数据组中，即心脏相位特定数据组中。重组处理器40将从锥形束到平行束几何结构的心脏相位特定数据重组到一组平行视图中。平行视图被投射到轴平面，即垂直于旋转轴的平面中。每个视图包括等距的π线，其中π线被定义为包含在轴平面内的线积分，与扫描FOV交叉并由正则坐标0π，l来表征，其中0π是传播的角度∈[0，π)，而l是与等角点的距离。特别对于由短时间窗定义的心脏相位，用于一个心脏相位的数据对应于在多个旋转和心脏周期的每一个中的短弧段(short arc segments)期间所采集的数据。单个数据的弧段非常小以致于不能成为完整的数据组。为了产生完整的数据组，数据在多个心脏周期期间被采集，并且如果必要的话，还需要被内插。心脏相位特定数据组被存储在相应的相位存储器42中。
重建处理器44处理视图数据，将其从用于每个选择的心脏相位的数据处理为相应的三维图像，其被存储在图像存储器46中。在一种重建技术中，每个平行投射中的读数被滤波器48滤波。卷积器50执行使用诸如1维Jacobian核的斜坡卷积核的一维卷积。该卷积是沿着平行的一组读数来执行的。数据被逐角地卷积以完成2D数据组，覆盖θ∈[0，π)的角度范围。可能需要对整个数据集进行内插。反向投射处理器52执行卷积数据的归一化的加权反向投射为3D图像呈现，如在下面详细描述的。视频处理器54处理图像存储器46的一些或全部内容以创建人类可视的图像呈现，比如三维渲染、选择的图像切片、最大密度投射、CINE动画等。人类可视的图像呈现被显示在用户接口58的显示器56上，该用户接口58优选地为个人计算机、工作站、笔记本电脑等。可选地，图像存储器46的所选择内容可被打印在纸上、存储在非易失性电子或磁存储介质中、通过局域网或因特网进行发送或通过其他方式处理。优选地，放射科医师或其他操作员经由输入装置60控制计算机断层摄影成像扫描仪12以编程扫描控制器62来建立成像进程、修改成像进程、执行成像进程、监视成像进程或者操作扫描仪12。
继续参考图1并进一步参考图2，时间加权概图处理器或算法64计算与体素无关且依赖于投射的时间加权概图66，该概图66由相位点窗的副本组成，即由在预先指定的相位点34处、每个心脏周期中央的函数wt(c)组成：
Λ是峰值为1的三角函数；
c是读数与最接近于该读数的相位点之间的时间位移；而
是为该重建作出贡献的相位点窗的一半宽度。
通过寻找用于允许完整数据组的
的最小宽度来获取最佳解析度(resolution)。相位点窗使用一个宽度来被计算，该宽度提供了用于所有体素的重建的足够数据。
继续参考图1并进一步参考图3，Z区域分离或加权函数确定装置或处理器或算法68将Z概图70分离为轴向Z上的交替的第一和第二区域或固定权重和变化权重区域72、74。每两个相邻的第一和第二区域72、74的轴向长度L1被定义为：
L1＝v*RR，其中
v是平台的速率；
RR是从病人的ECG中提取的心脏周期。
第二区域74每个都被定义为围绕相应的相位点34。在一个实施例中，由垂直线表示的每个相位点34基本上位于相关第二区域74的中心。第二区域74的轴向长度L2被定义为：
L2＝γ*v*RR，其中
L2是第二区域的长度；
v是平台的速率；
RR是从病人的ECG中提取的心脏周期；以及
γ是定义了在心脏周期时间内第二区域的长度的参数。
如上面所述的那样被选择的参数α设定了参数γ的最小值：
γ＝α+mod((WWmin-RT/2)/RRmax-α，1)，其中
WWmin是来自照射所有重建体素的一组窗的最小照射窗宽度；
RT是托台旋转时间；以及
RRmax是扫描期间的最大心脏周期。
继续参考图1和3并再次参考图2，时间窗确定算法或处理器88为每个相应的重建体素A、B、C……确定时间窗90。更具体地，时间窗90被选择为在重建中仅包括从整数数量N个连续相位点34的相位点窗92中获取的投射，该整数数量N个连续相位点34已经被完全包括在给定体素的照射窗94中。没有被完全包括在给定体素的照射窗94中的相位点窗被所示的线96截取。围绕每个相位点34的窄相位点窗提供了更好的解析度，但是较低数量的数据点折衷了图像质量重建。
连续相位点34的数量N被如下确定：
N＝floor((WWmin-RT/2)/RRmax-α)，其中
WWmin是来自照射所有重建体素的一组窗的最小照射窗宽度；
RT是托台旋转时间；
RRmax是扫描期间的最大心脏周期；以及
α是预先选择的参数并且假设典型值为0.3-0.5。
在图3的例子中，连续相位点34的数量N等于2，例如照射窗94被截取为两个相位点窗。通过这种方式，代表运动范围的照射窗94被对应于精确数量的心脏周期的固定时间窗90所取代，其中第一区域72中的每个相关体素通过该运动范围接收辐射。对时间照射窗90的任意一侧的时间加权概图被截取。
加权处理器100将变化的权重平滑地应用到与Z坐标相关的所有体素。更具体地，固定加权或时间窗处理器或算法102对于位于第一区域72中的体素(比如体素A、C)计算归一化的反向投射权重。固定加权处理器102选择归为依赖于体素的时间窗90的时间加权概图66的一段。所选择的段被归一化以使得给定用于被折叠(folded)到相同θ∈[0，π)的所有投射的权重之和等于1。为每个读数给出的总归一化权重为：
W＝Wt(c)
变化权重处理器110将平滑改变的加权应用到位于每个第二区域74中的所有体素，比如体素B。应用于第二区域74中体素B的归一化反向投射加权由相邻第一区域72的归一化加权概图之间的线性内插来计算。内插的权重根据体素B的Z坐标和第二区域74与相邻的相应前端和尾端第一区域116、118的第一和第二边界112、114之间的距离d1、d2来计算。
反向投射120或反向投射处理器或算法将归一化投射反向投射到图像存储器46中。
以这种方式，通过将贡献于体素的相位点的数量凑整为用于第一区域中体素的相位点的精确固定数量并相对于第二区域中体素的位置提供连续、平滑变化的归一化反向投射加权，在Z方向上从一个体素到另一个的陡峭CT数量改变的现象被平滑并被基本上消除，这实现了伪像抑制。
本发明已经参照优选实施例被描述。显然，修改和替换会在阅读和理解以上详细描述的基础上出现。本发明被构建为包括所有这种修改和替换，只要它们落在所附权利要求及其等同物的范围内。
Claims (18)
1.一种诊断成像系统(10)，用于在预先选择的相位点(34)进行成像，该相位点在对象在检查区域(16)中移动时出现在一个或多个连续的心脏周期中，该成像系统包括：
照射窗(94)，其照射相位点窗(92)中对象的每个重建体素(A，B，C)，所述相位点窗(92)围绕地相邻于预先选择的相位点(34)；
时间窗确定处理器(88)，其确定包括整数数量N个连续心脏周期的时间窗(90)，其中相位点窗(92)被整个包括在照射窗(94)中，以及根据所确定的时间窗(90)截取该照射窗(94)；
Z区域分离处理器(68)，其确定沿着轴向(Z)的第一和第二区域(72，74)，该第一和第二区域(72，74)互相交替；
加权处理器(100)，其将归一化权重应用到对位于时间窗(90)的第一和第二区域(72，74)中的重建体素(A，B，C)的读数；以及
反向投射处理器(120)，用于将归一化的加权读数三维地反向投射为体积图像呈现。
2.如权利要求1所述的系统，进一步包括：
时间加权概图处理器(64)，其确定依赖于投射的时间加权概图(66)，并且其中加权处理器(100)包括：
时间窗处理器(102)，其选择对应于时间窗(90)的时间加权概图(66)的一段，并应用所选择段的固定归一化权重到位于相关第一区域(72)中的每个体素(A，C)。
3.如权利要求2所述的系统，其中加权处理器(100)进一步包括：
变化权重处理器(110)，用于连续地、平滑地加权位于相关第二区域(74)中的每个体素(B)的读数。
4.如权利要求3所述的系统，其中指定给位于相关第二区域(74)中体素(B)的权重在固定权重之间被内插，该固定权重被指定给位于临近相应第二区域(74)的相关前端和尾端第一区域(116，118)中的体素(A，C)。
5.如权利要求1所述的系统，进一步包括：
旋转托台(20)；
锥形束辐射源(14)，其被设置在旋转托台(20)上，辐射穿过检查区域(16)；以及
辐射检测器(18)，其与锥形束辐射源(14)相对地设置在旋转托台(20)上以在辐射经过检查区域(16)后检测该辐射并将所检测的辐射转换为电子投射数据格式。
6.如权利要求5所述的系统，其中确定了时间窗(90)的大小的连续心脏周期的数量(N)为：
N＝floor((WWmin-RT/2)/RRmax-α)，其中
WWmin是来自照射重建体素的一组照射窗的最小照射窗宽度；
RT是托台旋转时间；
RRmax是扫描期间的最大心脏周期；以及
α是预先选择的参数。
7.如权利要求1所述的系统，其中每个相邻第一和第二区域(72，74)的长度L1为：
L1＝v*RR，其中
v是对象在轴向(Z)的速率；以及
RR是心脏周期的时间段。
8.如权利要求1所述的系统，其中第二区域(74)的长度L2等于：
L2＝γ*v*RR，其中
v是对象在轴向(Z)的速率；
RR是心脏周期的时间段；以及
γ是定义了心脏周期内的第二区域的长度L2的参数。
9.如权利要求1所述的系统，进一步包括：
CT扫描仪(12)，其获取至少多个照射窗(94)内的投射数据，该扫描仪(12)包括：
旋转托台(20)；
锥形束辐射源(14)，该辐射穿过检查区域(16)；
辐射检测器(18)，其在辐射经过检查区域(16)后对其进行检测并将其转换为投射数据格式，其中辐射源(14)和辐射检测器(18)在旋转托台(20)上相对设置以围绕检查区域(16)连续旋转；以及
显示器(56)，用于显示体积图像呈现。
10.一种成像方法，包括：
照射相位点窗(92)中对象的每个重建体素(A，B，C)，所述相位点窗(92)围绕地相邻于预先选择的相位点(34)，每个相位点在对象在检查区域(16)中移动时出现在一个或多个连续的心脏周期中；
确定时间窗(90)，其包括整数数量N个连续心脏周期，其中相位点窗被整个包括在照射窗(94)中，以及根据所确定的时间窗截取该照射窗；
确定沿着轴向(Z)的第一和第二区域(72，74)，该第一和第二区域互相交替；
将归一化权重应用到对位于时间窗的第一和第二区域中的重建体素的读数；以及
将归一化的加权读数三维地反向投射为体积图像呈现。
11.如权利要求10所述的方法，进一步包括：
确定依赖于投射的时间加权概图(66)；
选择对应于时间窗的时间加权概图的一段；以及
应用所选择段的共同归一化权重到位于相关第一区域中的每个体素。
12.如权利要求11所述的方法，其中加权步骤进一步包括：
连续地、平滑地应用变化权重到位于相关第二区域中的每个体素。
13.如权利要求12所述的方法，其中指定给位于相关第二区域中体素的权重在指定给位于临近相应第二区域的相关第一区域中的体素的权重之间被内插。
14.如权利要求10所述的方法，进一步包括：
围绕检查区域(16)旋转锥形束辐射源(14)；以及
检测穿过该对象的辐射。
15.如权利要求14所述的方法，其中对应于时间窗(90)的连续心脏周期的数量(N)为：
N＝floor((WWmin-RT/2)/RRmax-α)，其中
WWmin是来自照射重建体素的一组照射窗的最小照射窗宽度；
RT是托台旋转时间；
RRmax是扫描期间的最大心脏周期；以及
α是预先选择的参数。
16.如权利要求10所述的方法，其中相邻第一和第二区域的长度(L1)等于：
L1＝v*RR，其中
v是对象的速率；以及
RR是心脏周期的时间段。
17.如权利要求10所述的方法，其中第二区域的长度(L2)为：
L2＝γ*v*RR，其中
v是对象的速率；
RR是心脏周期的时间段；以及
γ是定义了心脏周期内的第二区域的长度L2的参数。
18.一种诊断成像系统(10)，包括：
锥形束辐射源(14)，该辐射穿过检查区域(16)；
辐射检测器(18)，其在辐射经过检查区域(16)后对其进行检测并将其转换为电子投射数据格式；
图象处理器(44)，其将锥形束投射数据重建为三维重建图像，其中该图象处理器被编程为执行以下步骤：
将投射数据分类为在每个选择的心脏周期期间所采集的数据组，
将所采集的数据重组为平行射线格式，
过滤该平行射线格式的数据，
卷积所过滤的数据，
确定时间窗，其包括整数数量的连续心脏周期，
确定依赖于投射的时间加权概图，
确定沿着轴向(Z)的时间窗中的第一和第二区域，该第一和第二区域互相交替，
选择对应于时间窗的时间加权概图的一段；
应用时间加权概图的所选择段的归一化共同权重到位于相关第一区域中的每个体素的读数，以及
连续地、平滑地加权位于相关第二区域中的每个体素的读数；以及
显示器(56)，其以人类可视的图像格式显示卷积的归一化加权反向投射数据。
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