CN104107065B - 3d图像集在不同空间之间的最佳变换 - Google Patents
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Abstract
提供了一种3D图像集在不同空间之间的最佳变换。多模态系统（10）包括核成像系统（12）和计算机断层摄影（CT）扫描器（14）。核系统（12）包括PET扫描器（28），该PET扫描器（28）采集由PET重建处理器（50）重建成PET团块图像的电子数据。CT扫描器（14）采集由CT重建处理器（56）重建成3D CT体素图像的扫描数据。插值处理器（62）将PET团块图像直接插值到CT体素空间内。一旦PET和CT图像在同一空间内，它们就会由合并装置（110）合并。视频处理器（66）处理接收到的合成PET－CT数据以在显示器（68）上显示。
Description
本发明涉及诊断成像系统和方法。其尤其与多模态系统，如PET－CT系统联合应用。应当意识到，本发明还可应用于SPECT、CT、超声、MRI和荧光透视检查等的各种结合。
在多模态断层摄影系统中，采用两个或多个不同感应模态对物体空间内的不同组分进行定位和测量。在PET－CT系统中，PET创建身体高代谢活动的图像，而不是创建周围解剖结构的图像。CT扫描允许医生观察人体的内部结构。在进行PET－CT扫描之前，患者接受放射性药物剂量。药物通过血液运送并集中到特定器官或区域中，从而导致从血液和该器官或区域发射出辐射。在扫描期间，射出辐射的轨迹由系统检测，由此创建患者体内放射性药物的分布图像。该图像显示出循环体系和/或放射性药物在各种区域或器官内的相对吸收。PET－CT图像中来自CT扫描的解剖结构数据与来自PET扫描的代谢数据的合并向医生给出可视化信息以确定是否存在病变、病变的位置和程度，并且跟踪病变扩散的速度。PET－CT系统对于难于治疗区域（例如，头颈区、纵隔、术后腹部）以及患者接受放射性治疗或化疗的治疗区定位特别有帮助。
典型地，在PET－CT图像的重建过程中，PET图像表示从PET图像空间变换到CT图像空间中以创建用于临床解释的合成图像。在扫描前，PET和CT系统机械地对准；然而，在大多数情况下，在融合之前需要施加微小校正以使PET图像和CT图像准确对准。目前，变换参数在校准期间得出，如采用在两种模态中均可成像的模型。
过去，PET和CT图像数据都被重建成3D体素矩阵，但是比例不同（不同尺寸的体素）。较低分辨率PET图像和较高分辨率CT图像的笛卡尔网格之间的变换是相对直接的，但是有时增加了变换或插值误差，从而导致精度和图像质量的下降。
现在，PET图像通常重建到具有非笛卡尔网格的blob（团块）空间内。与全部是均匀值的体素不同，每个团块内的值是不均匀的。此外，团块重叠。目前，重建的PET 团块图像首先变换成常规的基于体素的笛卡尔网格图像。由于PET体素与CT体素仍然是不同的尺寸，因而将PET体素图像变换成CT体素尺寸。进行两次插值增加了固有变换相关误差。
本发明提供一种新型和改进的成像设备和方法，其克服了上述问题和其它问题。
根据本发明的一个方面，公开一种诊断成像系统。第一扫描器获得对象感兴趣区域的第一组电子数据。第二扫描器获得对象感兴趣区域的第二组电子数据。第一重建装置将第一组重建成非体素图像空间内的非体素空间第一扫描器图像表示。第二重建装置将第二组重建成第二图像空间内的第二图像表示。一装置将第一组的非体素空间第一扫描器图像表示直接转换到第二图像空间内。
根据本发明的另一方面，公开一种诊断成像方法。获得对象感兴趣区域的第一组电子数据。获得对象感兴趣区域的第二组电子数据。将第一组重建成非体素图像空间内的非体素空间第一扫描器图像表示。将第二组重建成第二图像空间内的第二图像表示。将第一组的非体素空间第一扫描器图像表示直接转换到第二图像空间内。
本发明的一个优点在于提高总体图像质量。
另一个优点在于减少计算和存储需求。
另一个优点在于更精确地融合图像。
在阅读和理解下列优选实施例的详细说明后，对本领域技术人员而言，本发明的其它优点和有益效果将变得更为明显。
本发明可采用各种部件和部件设置、以及各种步骤和步骤设置的形式。附图仅用于解释说明优选实施例的目的，而不应解释为限制本发明。
图1是多模态诊断成像系统的示意表示；
图2示意性示出体心立方网格；
图3示意性示出投影到笛卡尔网格图像空间内的2D团块；
图4是由平滑曲线函数表示的团块内灰度强度值的示意图；和
图5是多模态诊断成像系统一部分的示意表示。
参见图1，多模态系统10包括核成像系统12和计算机断层摄影（CT）扫描器14。CT扫描器14包括非旋转台架16。X射线管18安装在旋转台架20上。孔22形成CT扫描器14的检查区域24。辐射检测器阵列26布置在旋转台架20上以在X射线穿过检查区域24后接收来自X射线管18的辐射。可替换地，检测器阵列26可放置在非旋转台架16上。
核成像系统12优选包括安装在轨道30上的正电子发射断层摄影（PET）扫描器28。当然，也可考虑采用SPECT和其它核成像系统。轨道30平行于对象支撑台或床32的纵轴延伸，从而使CT扫描器14和PET扫描器28形成封闭系统。提供移动装置34，如电机和驱动器，以移动扫描器28进出该封闭位置。检测器36设置在形成检查区域40的孔38的周围。在PET系统中，检测器36优选设置成静止的环状，虽然也可考虑采用可旋转头。在SPECT系统中，检测器36优选合并在各个头中，其安装成可相对于患者转动或径向移动。床移动装置42，如电机或驱动器，提供床32在检查区域24，40内的纵向运动和垂直调整。
如下面所更详细描述的，PET扫描器28采集电子数据，该电子数据由PET重建处理器或处理过程50重建成PET团块图像并存储到PET团块图像存储器52内。合适的团块重建算法在Lewitt(1990)和Lewitt(1992)中有描述。
参见图2和3，团块在概念上可以是每个以体心立方设置的角顶点或者体心点为中心的球体。该球体比角顶点52的间距大，例如，直径等于角顶点与角顶点之间间距的2－1/2倍。在每个团块中，灰度（或强度值）在中心处最大并以球面对称的贝塞尔函数、高斯或其它平滑或分段平滑曲线向周边逐渐衰减，如图4所示。
再次参见图1，CT扫描器14采集扫描数据，该扫描数据由CT重建处理器或处理过程56重建成3D CT体素图像并存储在CT图像存储器58内。CT数据优选重建成由3D笛卡尔坐标系定义的矩形体素。典型地，CT体素远远小于PET角顶点间距，例如，1－3mm对3－6mm。插值处理器或处理过程62将PET团块图像直接插值到CT体素空间内，即，具有与CT图像相同的3D笛卡尔网格和体素尺寸的图像。一旦PET和CT图像处于同一空间，它们就易于相加或者合并。所得到的合成图像存储在合成图像存储器64内。视频处理器66处理接收到的合成PET－CT图像数据以在一个或多个监视器68上显示。
继续参见图1，在扫描之前的某个时间，通过采用包含CT核标记72的模型70确定成像系统10的CT和PET部分之间的变换矩阵。示范性CT核标记72包括盘状或球状致密CT成像材料和位于其中心的放射性同位素标记。该标记可以由玻璃填充的特氟隆或其它合适的材料构建而成，这些材料具有与模型明显不同的CT数，从而该标记在CT扫描期间易于识别。典型地，放射性同位素标记是装有同位素的小瓶，该同位素具有相对较长半衰期，优选大于100天，以防止频繁更换。对于PET－CT联合装置，优选的同位素为具有2.6年半衰期的Na-22。然而，也可同样采用具有较短半衰期的同位素，如Ge-68。对于PET－CT联合装置，用于放射性标记的同位素选自半衰期大于100天且强能量峰值在50keV和600keV之间的同位素。合适的SPECT可成像同位素实例为Go-57, Gd-153, Cd-109, Ce-139, Am-241, Cs-137和Ba-133。
带有模型70的床32由床移动装置42移入到检查区域40内以由PET扫描器28生成3D图像。PET重建处理器或处理过程50将电子数据重建成PET图像。确定每个放射性同位素标记的质心坐标。
接下来，床移动装置42移动床32以将模型70定位到CT扫描器检查区域24内，在此进行CT成像。CT重建处理器56将电子数据重建成CT标记质心的3D CT图像。利用PET和CT扫描器的已知几何形状和机械对准将为PET图像计算的放射性同位素标记位置坐标平移到CT图像空间内。确定相应标记的坐标。接下来确定变换参数或矩阵，例如线性移位量、比例、旋转和可选择的非线性平移，以使PET图像和CT图像准确对准。变换参数存储在校准存储器80内并由对准处理器或装置82用于使PET和CT图像在后续扫描的插值处理过程62中彼此对准。例如，对准装置82可向PET团块图像的角顶点和中心点施加确定的变换以使该团块图像与CT图像对准。
继续参见图1并进一步参见图5，带有物体的床32由床移动装置42移动到检查区域40内以由PET扫描器28生成3D图像。PET重建处理器50将电子数据重建到团块空间内。
通常，3D扫描物体的连续分布f(x,y,z)可近似为基函数Ф(x)的伸缩和移位叠加的副本的总和，基函数Ф(x)的中心设置在具有网格点p(xn,yn,zn)的网格上：
其中{(xn,yn,zn),n=0~N-1}是具有采样间隔Δ的一组均匀分布在3D空间内的N个采样点，
cn是每个采样点n处的图像系数。
将球对称体积元素或团块结合到迭代重建算法中在重建领域是公知的。通常，团块是以球对称、光滑钟状轮廓以及有限维持为特征，这种轮廓从球心处的一径向平滑地渐缩直至球表面处的零。球对称基函数或团块具有以下形式：
其中r是距原点的径向距离。
优选地，团块或处理装置90采用Keiser-Bessel窗口函数将电子数据重建为球体，该窗口函数在半径a球体内具有以下形式：
其中r是距团块中心的径向距离，
Im表示第一种级数m的修正贝塞尔函数，
a是维持团块的半径（相对于采样间隔Δ），
α是控制团块形状的非负实数，例如，在径向上的函数滑移（roll-off），和
m是控制团块在其边界r=a处的平滑度的非负整数。
参数选择装置92选择三个参数m、a和α，其影响插值处理过程62产生的结果。较小的α值得到较宽的团块，而较大的α值得到具有窄峰和长尾的团块。参数m能够控制团块在函数径向极限（r＝a）处的连续性。例如，如果m等于0，团块在边界处不连续；并且如果m大于0，团块是在边界处具有（m-1）连续导数的连续函数。与在图像重建中采用体素基函数的常规重建相比，基于团块的重建具有更佳的对比度－噪声折衷。
网格装置94使PET团块的中心移到立方体的中心。优选地，该网格是如图2所示的体中心立方体（BCC）网格，而不是常规的体素立方体网格。简单的立方体网格良好地适合于基于体素的重建；然而，已表明其对于基于团块的重建不是最佳的，因此它会导致大量的计算需求。体中心立方体网格使团块在3D空间内更加各向同性分布，并且对于相同的重建精度来说，比简单立方体网格少需要倍的网格点。采用体中心立方体网格，网格装置94使团块中心p(x,y,z)之间的距离d1等于在横向（x,y）平面内彼此之间的bccRsz（相对于采样间隔Δ）。在轴向z方向上，网格装置94使团块中心p(x,y,z)之间的距离d2等于彼此之间的bccRsz/2。奇数横向平面团块中心p´(x,y,z)与偶数横向平面团块中心p"(x,y,z)之间移位bccRsz/2。因此，对于具有整数下标（i,j,k）的任何团块n，团块中心p(x,y,z)位于：
其中Nx blob,Ny blob和Nz blob是团块空间内物体的矩阵尺寸。
按照团块格式重建的PET图像存储在PET图像存储器52内。
继续参见图1和5，床移动装置42移动床32以将物体放置到CT扫描器检查区域24内，在此拍摄CT图像。优选地，物体被移动至CT检查24区域内几何和机械预测与其在PET成像区域内的成像位置相同的位置处。电子数据由CT重建处理器56重建成3D CT图像并存储在CT图像存储器62内。
插值处理器或处理过程62将PET团块数据插值到CT体素空间内。更具体地，对准装置82应用事先确定的变换矩阵，例如旋转和平移，以使团块空间与CT体素空间对准。在一个实施例中，对准装置82向团块网格点p(x,y,z)施加仿射变换以使团块空间与体素空间对准。可替换地，对准装置82可向网格装置94内的bcc网格施加事先确定的变换，从而PET图像存储器内的图像与CT图像存储器内的图像对准。PET图像空间到CT图像空间的转换装置98将PET团块图像转换成CT体素图像：
其中f(x,y,z)是合成3D图像表示，
Фblob是PET团块图像表示，
Фvoxel是CT图像体素表示，
n是PET图像空间内的采样点数，
m是CT图像空间内的采样点数，
ΔPET是PET图像体素尺寸（采样间隔），
ΔCT是CT体素尺寸，
cn是在每个采样点n处的图像系数，
tm是在每个采样点m处的图像系数，采样点m取决于覆盖CT体素v中心的团块数。
更具体地，体素中心确定装置100确定每个CT体素v的中心点102的位置。体素中心至团块点的转换装置104将体素v投影到团块空间内并确定对应于PET团块域内体素中心的点v´。团块空间内每个点的值是在该点处覆盖给定点的全部团块的密度值的总和。求和装置106计算覆盖点v´的全部重叠团块的总和。更具体地，求和装置106确定每个CT体素v中心m=(i´,j´,k´)的PET图像系数tm：
其中Mx voxel、My voxel和Mz voxel是CT体素空间内物体的矩阵尺寸，而(xoffset,yoffset,zoffset)是CT图像原点相对于PET图像原点的偏差。
在一个实施例中，求和装置106计算对应于体素v的整个面积的点的总和，不仅是体素v的中心点。当然，对应于CT体素v某些部分的团块密度可比其它密度具有更重的权重。CT空间PET图像存储在体素化PET图像存储器108内。合并装置110合并相同格式的PET和CT图像并将合并图像加载到合成图像存储器64内。可考虑采用各种合并方法。在一个实例中，将两个图像简单求和。在另一个实例中，PET图像显示成彩色，而CT图像显示成黑白。在另一实例中，CT图像是静态的而PET图像显示成显示放射性药物吸收和排出的时间展开系列图像。还考虑采用许多其它合成图像。
通过直接将PET团块图像转换成CT体素图像空间而跳过将PET图像转换成PET体图像空间的中间体素化，所得到的图像具有更连续的轮廓、更佳的质量且需要更少的计算量。
当然，还考虑到插值处理过程62可将来自2D PET团块空间的数据转换成2D CT像素空间以及反之亦然。
适于将PET电子数据转换成用于3D/2D图像插值处理过程62的团块的空间定位函数实例包括矩形基函数，如2D像素和3D体素，2D中的双线性函数，2D中的三次B－仿样函数，2D和3D中的高斯截短曲线，2D中两个上升余弦钟形曲线的乘积，球对称基函数如球对称广义Kaiser-Bessel基函数，扁长球面波函数等，垂直取向的正交棱锥（HOP）基函数等。适于将PET电子数据转换成用于3D/2D图像插值处理过程62中的团块的空间非定位函数的实例包括空间非定位基函数，高斯基函数，正弦/余弦波基函数如傅立叶变换，广义Kaiser-Bessel基函数的傅立叶变换，以及小波基函数等。适于将PET电子数据转换成用于3D/2D图像插值处理过程62中的团块的基函数另一实例是自然像素基函数。
本发明已参照优选实施例进行描述。显然，在阅读和理解前面详细描述后，其他人可进行修改和替换。本发明应当解释为包括全部这些修改和替换，只要它们落入所附的权利要求书及其等效表述的范围内。
Claims (17)
1.一种诊断成像系统，包括：
用于获得对象感兴趣区域的第一组电子数据的第一扫描器；
用于获得对象感兴趣区域的第二组电子数据的第二扫描器；
用于将第一组电子数据重建成非体素图像空间内的非体素图像空间第一扫描器图像表示的第一重建装置；
用于将第二组电子数据重建成第二图像空间内的第二图像表示的第二重建装置；以及
用于将第一组电子数据的非体素图像空间第一扫描器图像表示转换到第二图像空间的转换装置；
其中该第一重建装置包括用于将第一组电子数据重建成团块的处理装置，
其中第二图像空间是体素图像空间，并且该转换装置包括：
用于确定体素图像空间的每个体素的中心点的第一确定装置；和
用于确定非体素图像空间图像表示内对应于每个所确定的体素中心点的点以定义体素图像空间第一扫描器图像的第二确定装置。
2.根据权利要求1所述的诊断成像系统，其中所述团块布置在体心立方网格中并且第二图像空间是笛卡尔体素图像空间。
3.根据权利要求2所述的诊断成像系统，其中所述团块的尺寸设置成彼此重叠。
4.根据权利要求1所述的诊断成像系统，其中该非体素图像空间包括布置在非笛卡尔网格上的所述团块，所述团块部分重叠，并且该转换装置还包括：
用于计算在非体素图像空间图像表示内重叠每个所确定的点的全部团块的总和以重建合成体素图像f(x,y,z)的求和装置：
其中f(x,y,z)是合成3D图像表示，Фblob是非体素图像空间图像表示，Фvoxel是体素图像空间第一扫描器图像表示，n是非体素图像空间图像内的采样点数，m是体素图像内的采样点数，Δ2是团块尺寸或采样间隔，Δl是体素图像空间内的体素尺寸或采样间隔，cn是在每个采样点n处的图像系数，tm是在每个采样点m处的图像系数，采样点m取决于覆盖体素图像空间的体素中心的团块数。
5.根据权利要求1所述的诊断成像系统，还包括：
对准装置，用于向以下的一个施加事先确定的系统变换矩阵以使非体素图像空间图像表示与体素图像空间图像表示彼此配准：（a）在确定非体素图像空间图像表示内对应于体素图像空间的体素中心的点之前的体素图像空间第一扫描器图像表示，（b）体素图像空间，和（c）非体素图像空间第一扫描器图像表示。
6.根据权利要求5所述的诊断成像系统，还包括：
用于使体素图像空间第一扫描器图像表示与第二扫描器图像表示合并的合并装置。
7.根据权利要求1所述的诊断成像系统，其中第一和第二扫描器包括至少以下中的两个：PET、SPECT、MRI、超声、荧光透视、CT和数字X射线。
8.一种诊断成像系统，包括：
用于获得对象感兴趣区域的第一组电子数据的第一扫描器；
用于获得对象感兴趣区域的第二组电子数据的第二扫描器；
用于将第一组电子数据重建成非体素图像空间内的非体素图像空间第一扫描器图像表示的第一重建装置；
用于将第二组电子数据重建成第二图像空间内的第二图像表示的第二重建装置；以及
用于将第一组电子数据的非体素图像空间第一扫描器图像表示转换到第二图像空间的转换装置，其中该非体素图像空间是非笛卡尔图像空间并且该第二图像空间是笛卡尔体素图像空间。
9.一种诊断成像系统，包括：
用于获得对象感兴趣区域的第一组电子数据的第一扫描器；
用于获得对象感兴趣区域的第二组电子数据的第二扫描器；
用于将第一组电子数据重建成非体素图像空间内的非体素图像空间第一扫描器图像表示的第一重建装置，该非体素图像空间包括多个团块，每个团块的中心在体心立方网格的体心点上；
用于将第二组电子数据重建成第二图像空间内的第二图像表示的第二重建装置，该第二图像空间是基于体素的笛卡尔网格图像空间；以及
用于将非体素图像空间第一扫描器图像表示直接转换到第二图像空间的转换装置。
10.根据权利要求9所述的诊断成像系统，其中所述团块由Kaiser-Bessel函数b(r)描述：
其中r是距团块中心的径向距离，Im表示第一种级数m的修正贝塞尔函数，a是团块维持的半径，α是控制团块形状的非负实数，以及m是控制团块在其边界r=a处的平滑度的非负整数。
11.根据权利要求10所述的诊断成像系统，其中该第一重建装置包括用于将第一组电子数据重建成团块的处理装置，并且所述处理装置包括：
用于选择最佳参数m、a和α以控制团块形状的参数选择装置。
12.一种诊断成像方法，包括：
从第一扫描器接收对象感兴趣区域的第一组电子数据；
从第二扫描器接收对象感兴趣区域的第二组电子数据；
将第一组电子数据重建成非体素图像空间内的非体素图像空间第一扫描器图像表示；
将第二组电子数据重建成基于体素的笛卡尔图像空间内的第二图像表示；
确定基于体素的笛卡尔图像空间内的每个体素的中心点；
确定非体素图像空间第一扫描器图像表示内对应于每个所确定的体素中心点的点；
确定对应于非体素图像空间图像表示内的每个所确定的中心点的数据值，从而生成体素图像空间第一扫描器图像表示；以及
在显示装置上显示下述的至少其一：
基于体素的笛卡尔图像空间第二图像表示；
体素图像空间第一扫描器图像表示；以及
基于体素的笛卡尔图像空间图像表示和体素图像空间第一扫描器图像表示的组合。
13.根据权利要求12所述的方法，其中重建第一组电子数据包括将第一组电子数据重建成团块，所述团块布置在体心立方网格上并且至少重叠邻近团块，并且该方法还包括：
计算团块图像表示内重叠对应于体素中心的每个所确定的点的全部团块的总和；以及
重建合成体素图像f(x,y,z)：
其中f(x,y,z)是合成3D图像表示，Фblob是团块图像表示，Фvoxel是体素图像空间第一扫描器图像表示，n是团块图像内的采样点数，m是体素图像内的采样点数，Δ2是团块尺寸或采样间隔，Δ1是体素图像空间内的体素尺寸或采样间隔，cn是在每个采样点n处的图像系数，tm是在每个采样点m处的图像系数，采样点m取决于覆盖体素中心的团块数。
14.根据权利要求12所述的方法，还包括：
使体素图像空间第一扫描器图像表示与第二扫描器图像表示合并。
15.根据权利要求12所述的方法，其中第一和第二扫描器包括至少以下中的两个：PET、SPECT、MRI、超声、荧光透视、CT和数字X射线。
16.一种用于执行权利要求12的方法的诊断成像系统。
17.一种多模态成像系统，包括：
第一扫描器，
第二扫描器，
编程为执行权利要求12的方法的数据处理器。
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