CN109475336A - 用于胸部断层融合重建的几何失真校正方法和装置 - Google Patents
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Abstract
用以校正在胸部断层融合应用中的图像重建期间，采集几何结构的假设几何参数与实际几何参数之间的对准误差的方法和系统，包括下述步骤：接收在已知的采集几何结构中的至少2个不同位置处采集的至少2个原始投影图像，通过确定冗余平面成本函数的最小值来确定实际几何参数值，该冗余平面成本函数是针对所述几何参数值的变化的范围而计算的，并且是通过下述各项来确定：a）至少一个平面，其与X射线源轨迹相交具有至少两个点，b）所述平面与检测器表面之间的交点，针对该点来确定源位置，以及c）针对其确定交点（λ,μ,l）的参数被用于所述成本函数的构建，将所述采集几何结构的所计算的实际几何参数值应用于多个图像的图像重建，其特征在于，在计算所述成本函数之前，将加权函数应用于所述多个所采集的图像。
Description
技术领域
本发明一般涉及校正胸部断层融合X射线系统的假设采集几何结构中的误差，以便减少在图像重建期间出现重建图像伪影。
背景技术
在医学成像中，胸部断层融合（TS）是一种形式的有限角度X射线断层摄影术，可以利用其计算患者的3D图像。在胸部断层融合中，使用固定的平板检测器来采集投影图像，该检测器被放置在患者和通常在直线上移动的机动化X射线管的后面，以从有限角度来创建投影图像。胸部成像和胸部断层摄影术的内在特性在于，所成像的身体部分（胸部）在投影图像中表现得是‘截断的’。尽管如此，可以设想在不同的却示出相同图像采集约束（即截断）的临床或非临床应用领域中的其他应用。
随后，重建算法被用来重建与检测器平行的剖面。利用诸如X射线管机动化和平板检测器同步之类的轻微修改，可以在标准X射线模态上实行胸部TS。胸部TS提供较高平面内分辨率，但是由于投影图像的有限的采集角度而受到低深度分辨率的影响（如在J. T.Dobbins、H. P. McAdams、D. J. Godfrey和C. M. Li的“Digital tomosynthesis of thechest,” Journal of Thoracic Imaging, vol. 23, no. 2, pp. 86–92, 2008中所描述的）。
尽管如此，胸部TS能够将重叠的解剖分成连续的剖面，从而使得与标准X射线图像相比某些病理的检测更容易（参考N. Molk和E. Seeram的“Digital tomosynthesis ofthe chest: A literature review,” Radiography, vol. 21, no. 2, pp. 197–202,2015）。
为了重建高质量TS图像，准确了解X射线源和检测器的相对位置是至关重要的。假设采集几何结构中的不准确导致了诸如条纹图案（striping）和模糊之类的重建伪影。对于胸部断层融合，一个重要的几何参数是检测器相对于X射线管的线性运动路径的取向。甚至检测器取向上的小于0.5°的不准确都可能导致显著的图像重建伪影。
在利用平台中的矩形检测器实行采集时，不能容易地避免这些不准确，因为机械的检测器组件允许被操作员旋转90°，从而由于组件本身的锁定机构的机械限制而导致了不准确的取向。此外，在移动断层融合的情况下，检测器取向甚至更难以控制，因为X射线源轨迹与检测器角度之间不存在机械对准或耦合。
因此，需要准确校准采集几何结构的方法。该采集几何结构可以是使用校准模体（calibration phantom）离线（意味着不在采集期间）测量的（如例如由H. Miao、X. Wu、H.Zhao和H. Liu的“A phantom-based calibration method for digital x-raytomosynthesis.” J. Xray. Sci. Technol., vol. 20, no. 1, pp. 17–29, 2012年1月所描述的），以及使用投影图像在线测量的。
对于在线校准，可以使用无线电不透明标记物来导出采集几何结构（参见R. Han、L. Wang、Z. Liu、F. Sun和F. Zhang的“A novel fully automatic scheme for fiducialmarker-based alignment in electron tomography.”（J. Struct. Biol., vol. 192,no. 3, pp. 403–17, 2015年12月），或者还参见美国专利US8000522），但是该方法很麻烦，因为在每次采集之前需要非常准确地应用标记物。
另一方式是利用描述了投影图像之间的冗余的数据一致性条件。根据这些条件，可以制定成本函数，其在最小化之后导致诸如检测器取向和位置之类的最优几何参数。这样的技术已经被开发用于基于极线一致性条件（ECC）来在锥束计算机断层摄影术设置中估计和校正几何参数（参见C. Debbeler、N. Maass、M. Elter、F. Dennerlein和T. M. Buzug的“A New CT Rawdata Redundancy Measure applied to Automated MisalignmentCorrection,” Proc. Fully Three-dimensional Image Reconstr. Radiol. Nucl.Med., pp. 264–267, 2013）。在专利申请WO2014/108237中公开了相同的技术。
然而，针对断层融合的改进是有必要的，因为ECC不够鲁棒，无法处理被截断的投影。在最近的科学工作中，引入了启发式加权函数来对投影图像中的灰度值进行加权，这取决于通过在全部投影上是可见的对象的部分的射线的分数（fraction）以及最大对象厚度的估计（参见A. Grulich, Tobias和Holub, Wolfgang和Hassler, Ulf 和Aichert, André和Maier的“Geometric Adjustment of X-ray Tomosynthesis,”在Fully Three-Dimensional Image Reconstr. Radiol. Nucl. Med., Newport, 2015, pp. 468–471中）。因此，该所描述的方法描述了一种依赖于不便于提供好结果的所估计的患者大小（厚度）的加权方法。
发明内容
本发明提供一种用于胸部断层融合的方法和系统，其包括用以改善被用来校正断层融合图像采集的假设采集几何结构与实际采集几何结构之间的差异的计算方法的鲁棒性的方法，如在独立权利要求1和6中阐述的。应该指出的是，本发明不限于仅在胸部断层融合方面的应用，并且可以设想在其中遇到相同图像采集约束（即截断的）的不同临床或非临床应用领域中的其他应用。
上文描述的方面由如在权利要求1至11中阐述的系统来解决。
在本发明的上下文中，采集几何结构必须被理解为构成数字成像模态的不同部件的几何布置，是按照所谓的图像采集单元的部件的布置的一组几何参数所定义的几何设置。为了是起作用的，需要准确地知道针对断层融合成像的采集几何结构，以便于重建算法正常工作。然而，真实采集几何结构可能与假设采集几何结构轻微偏离，该假设采集几何结构是采集几何结构的理论设置。数据采集单元必须被理解为实行X射线图像采集（通常被称为X射线模态）的部件的配置。
构成这样的系统的部件通常是患者定位设备、X射线源和数字图像检测器。需要患者定位设备以针对X射线源和数字图像检测器是稳定且可访问的方式（诸如平台，或不同的定位单元）来定位患者或对象。然而，该定位设备对胸部断层融合系统而言是推荐的而非可选的部件；患者也可以在靠近数字图像检测器自由站立的同时而被定位。
X射线源通常是安装在支架或底座上的X射线管，并且由在曝光时刻向管灯丝供应高压电流的X射线生成器来驱动。数字图像检测器采集由源自X射线源的X射线投射的所成像的患者或对象的X射线阴影。采集投影图像并且将其转换成数字可读的格式。该数字可读图像在本申请的上下文中被称为原始投影图像，因为其包括来自单次投影图像采集的原始或未经处理的图像数据。
对象的投影图像是在不同位置中采集的，意味着在大多数情况下，当X射线源或数字图像检测器（或二者）在采集后续投影图像之前被移动到不同位置时，该对象保持不动。在大多数情况下，X射线检测器和/或图像检测器描述关于采集几何结构中的固定参考点或关于彼此的诸如圆形或线性路径之类的几何轨迹。该采集几何结构描述了X射线源、图像检测器与所成像的对象之间的这种关系以用于后续采集。在胸部断层融合采集中，在大多数情况下，仅X射线源沿着线性路径移动，在该线性路径上在固定间隔处，X射线源的运动被中断，并且做出对所成像的对象的采集。如从检测器看到的，由X射线源在第一与最后采集之间所覆盖的总角度在5°与15°之间。
数据处理单元随后对已经从数据采集单元传递的投影图像实行各种处理任务。例如，该处理单元对投影图像实行期望的操作，该操作包括数据采样、数据移位、滤波、选择和重建。该处理单元基于投影图像来计算已重建图像。如稍后将更详细描述的，该处理单元在重建之前或之后对投影图像实行某些滤波操作。
可以在计算机系统上实现数据处理单元的功能，并且照此，本发明可以被实现为被适配成执行描述中阐述的步骤的计算机程序产品。被适配成执行描述中阐述的步骤的计算机可执行程序代码可以存储在计算机可读介质上。
在从属权利要求中阐述具体示例和优选实施例。
本发明的有益之处在于校正方法能够在被截断的断层融合图像数据集的重建期间校正假设采集几何结构与实际采集几何结构之间的差异，并且这不需要断层融合X射线系统的预先校准。该校正方法改善了重建方法的鲁棒性，并且阻止在由此产生的重建图像中出现重建伪影。
根据下面的描述和绘图，本发明的其他优点和实施例将变得显而易见。
附图说明
图1图示了在本发明的一个实施例中的胸部断层融合采集的几何设置。利用在直线S上移动的X射线管来在固定的平板ϴ上采集N个X射线图像。角度μ表示数字图像检测器相对于X射线源路径的取向。大多数胸部断层融合系统被设计成使得μ = 0。
图2示出了可以在计算冗余成本平面函数 之前或之后被应用于投影图像的不同的所提出的加权函数的形状。
图3示出了在没有首先应用截断滤波的情况下，针对所估计的数字图像检测器角度μ的成本函数的形状。使用XCAT模体以针对模拟的胸部断层融合检查来计算成本函数。
图4示出了针对相同的模拟的胸部断层融合检查而计算的不同成本函数的形状。其中使用具有变化的值w = L 1 = L 2 的垂直高斯截断滤波器。
图5示出了针对相同的模拟的胸部断层融合检查而计算的不同成本函数的形状。其中使用具有变化的值w = L 1 = L 2 的水平高斯截断滤波器。
图6示出了针对相同的模拟的胸部断层融合检查而计算的不同成本函数的形状。高斯截断滤波器被用在水平和垂直方向中。针对所公开的实验设置的计算结果示出了在选取了w < 0.01的滤波器的情况下，该成本函数在大约13°的角度校正左右达到最小值。正确的结果（在10°左右）突出地显示为利用值w > 0.05所计算的不同成本函数的最小值。
具体实施方式
在下面的详细描述中，充分详细地对上面引用的绘图做出参考，从而允许本领域技术人员实践下面所解释的实施例。
本发明的实施例提供了用于采集和重建胸部断层融合投影图像数据集的系统和方法。由本发明所公开的方法基于Debbeler的最初方法（上文已经提到），并且是用以改善针对截断的鲁棒性的该方法的修改。
在图1中图示了胸部断层融合的示意性表示。利用固定检测器ϴ来采集患者f的投影。X射线源的N个后续位置被指示为s（λi）。在本发明的一个实施例中，该X射线源在线性路径S上移动。在本发明的其他实施例中，源可能在越过有限角度的圆形路径上移动。
此处给出的详细描述将进一步聚焦在其中源在线性路径上移动的第一实施例上。附接至检测器的坐标系具有轴（U, V, W）。
极线冗余准则描述了两个投影图像之间的以下关系。对于两个源点s(λn)和s(λn），可以绘制多个平面Ω，其沿可以通过角度μ和与检测器中心（u0,v0）的距离l来参数化的交点（intersection）与两个点以及检测器相交。对于无噪声采集并且在没有截断的情况下，可以证明：
其中g 3 被定义为：
其中
并且
其中p是投影数据，w是检测器的法线，并且是射线到达第n个投影的检测器像素（u,v）的方向。基于此，可以导出冗余成本平面函数，其在几何参数（以及因此λ和l）被如下正确地估计的情况下达到最小值：
尽管可以优化其他几何参数以实现成本平面函数的最小值，但是本发明的第一实施例相对于X射线管的线性运动路径优化了检测器取向μ。
更具体地，在胸部断层融合中，对象的实质截断被呈现在水平和垂直两个方向上的投影中。在甚至非常小的角度偏差μ的情况下，可以预期的是，在投影的顶部和底部区域处找到投影之间的最大不一致，因为在这种情况下将不对患者的某些部分成像，这取决于该管的采集角度。直观地说，水平截断将引起较少不一致。而在现有技术中，已经尝试通过应用加权函数以减小被怀疑包含了没有在全部投影中存在的信息的像素的成本函数中的权重来优化成本函数计算的效率（参见A. Grulich, Tobias和Holub, Wolfgang和Hassler, Ulf 和Aichert, André和Maier的“Geometric Adjustment of X-rayTomosynthesis”，在Fully Three-Dimensional Image Reconstr. Radiol. Nucl. Med.,Newport, 2015, pp. 468–471中），该申请中所描述的发明提出了一种不同方法。
上文的方程（3）对直立（水平）图像边缘附近的像素非常敏感，即使被完美地安装在检测器上而没有水平截断的对象原本已经被成像。μ上与0的小偏差将使图像边界中的大部分图像像素脱落于从与平面Ω的交点，从而引起g 3 中的较大间断，并且因此使得整个成本函数是不稳定的。
因此，为了减小在投影的边缘附近的像素对成本函数的影响，以及在本发明的具体实施例中，应用具体的加权函数。在相对宽度L 1 和R 1 的区域中，权重根据具有L 1 = 3σ并且相应地R 1 = 3σ的高斯分布从0增加到1。参见图2。
在另一实施例中，还公开了用以补偿垂直截断的相同滤波器。
在又其他实施例中，提出了不同形状的加权曲线，诸如线性的、矩形的或S形的瞄准曲线（诸如在图2中描绘的）。
已经通过将XCAT模体作为所成像的对象的模拟的胸部断层融合检查实验证实了上述内容。在具有源-图像距离为120 cm并且线性管运动路径为20 cm的情况下，使用数学（计算机）工具箱生成了一组11个模拟投影。检测器大小被设置成1 mm大小360×420个像素。以与X射线管的运动路径具有10°的相对旋转来放置检测器。通过计算所述冗余成本平面函数来实行实验以估计该模拟的检测器旋转。
检测器旋转的估计的最大可实现准确度与检测器大小有关；最大准确度Δ被定义为角度增量：Δ = tan-1（1/210）= 0.27°，针对该角度增量射线传过在图像的边缘处的邻近像素。
图3清楚地示出了基于未经校正的原始投影图像的取向角的估计得到了作为正确角度的μ=12.7°的估计。如可以在图3中看到的，成本函数在12.7°处达成最小值，然而该最小值完全在‘真实的’角度10°以上。
图4和图5示出了检测器旋转的类似计算，但是此处基于相同组投影图像来计算不同成本函数曲线，但是其中在重建之前被应用的情况下，相应垂直和水平的高斯截断滤波器具有变化的值的w = L 1 = L 2 。出人意料地，当所应用的滤波器宽度为w > 0.10时，的最小值朝向10°移动。当w进一步增加超过0.40时，该计算示出μ的值不再被正确地估计，这并不意外，因为可使用的图像数据的量已经剧烈地减小，并且潜在地不再具有代表性。将水平滤波器和垂直滤波器二者进行组合（图6）或多或少地产生相同的结果，从而尽管主要是垂直截断不一致，但确认了需要水平滤波。
在另一实施例中，但与先前的实施例相反的，将相同的加权函数应用于所计算的成本函数本身（而不将加权函数应用于投影图像）。该方法由下述事实的支持：计算不同投影图像中的加权函数是数学上线性的运算。
Claims (11)
1.一种用以校正在断层融合应用中的图像重建期间的采集几何结构的假设几何参数与实际几何参数之间的对准误差的方法，所述方法包括步骤：
- 接收在已知的采集几何结构中的至少2个不同位置上采集的至少2个投影图像，
- 通过确定冗余平面成本函数的最小值来确定实际几何参数值，所述冗余平面成本函数是针对所述几何参数值的变化的范围而计算的，并且通过以下各项来确定：
a）至少一个平面，其与X射线源轨迹相交具有至少两个点，
b）所述平面与检测器表面之间的交点，针对该点来确定源位置，以及
c）针对其确定所述交点（λ，μ，l）的参数被用于所述成本函数的构建，
- 将所述采集几何结构的所计算的实际几何参数值应用于多个图像的图像重建，
其特征在于，
在计算所述成本函数之前，将加权函数应用于多个所采集的图像。
2.根据权利要求1所述的方法，其中所述采集几何结构的所计算的几何参数是所述图像检测器的实际取向相对于与在成像模态中定义所述X射线源轨迹的点相交的平面之间的角度。
3.根据权利要求1所述的方法，其中所述加权函数是高斯函数，其中像素值或相应地冗余成本函数值的权重根据具有3σ=L1和3σ=R1的高斯分布从0增加到1，其中L1和R1是所应用的截断滤波器的相对宽度。
4.根据权利要求1所述的方法，其中所述加权函数是S形函数，其中所述像素值或相应地所述冗余成本函数值的权重在0与L1之间以及在R1与0之间根据S形分布从0增加到1，其中L1和R1是所应用的截断滤波器的相对宽度。
5.根据权利要求1所述的方法，其中所述加权函数是线性函数，其中所述像素值或相应地所述冗余成本函数值的权重在0与L1之间以及在R1与0之间根据线性分布从0增加到1，其中L1和R1是所应用的截断滤波器的相对宽度。
6.一种用于断层融合应用的医疗成像装置，其包括：
- 图像采集单元，其被配置成在采集几何结构中的两个不同位置处从所成像的对象采集至少两个投影图像；
- 数据处理单元，其被配置成计算在采集几何结构的假设几何参数与实际几何参数之间的对准误差，所述数据处理单元通过计算冗余平面成本函数的最小值来计算所述参数，所述冗余平面成本函数通过下述各项来确定：
a）至少一个平面，其与X射线源轨迹相交具有至少两个点，
b）所述平面与检测器表面之间的交点，针对该点来确定源位置，以及
c）针对其确定所述交点（λ, μ, l）的参数被用于所述成本函数的构建，
- 数据处理单元，其将所述采集几何结构的所计算的参数应用于多个图像的图像重建，
其特征在于，
在计算所述成本函数之前，将加权函数应用于所述多个投影图像。
7.根据权利要求6所述的装置，进一步包括：
- X射线源，其被配置成利用X射线曝光所述对象，并且沿着包括第一位置和第二位置的预先确定的轨迹进行移动；以及
- X射线检测器，其被配置成被放置成面向所述X射线源，并且检测从所述X射线源发出的和穿过所述对象透射的。
8.根据权利要求6和7所述的医疗成像装置，其中所述采集几何结构的所计算的参数是所述图像检测器的实际取向相对于与定义所述X射线源轨迹的点相交的平面之间的角度。
9.根据权利要求6和7所述的医疗成像装置，其中所述加权函数是高斯函数，其中像素值或相应地冗余成本函数值的权重根据具有3σ=L1和3σ=R1的高斯分布从0增加到1，其中L1和R1是所应用的截断滤波器的相对宽度。
10.根据权利要求6和7所述的医疗成像装置，其中所述加权函数是S形函数，其中所述像素值或相应地所述冗余成本函数值的权重在0与L1之间以及在R1与0之间根据S形分布从0增加到1，其中L1和R1是所应用的截断滤波器的相对宽度。
11.根据权利要求6和7所述的医疗成像装置，其中所述加权函数是线性函数，其中所述像素值或相应地所述冗余成本函数值的权重在0与L1之间以及在R1与0之间根据线性分布从0增加到1，其中L1和R1是所应用的截断滤波器的相对宽度。
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