CN1271972C - 获取灌注数据的方法和装置 - Google Patents
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Abstract
获得灌注数据的方法(60)包括提供所感兴趣的目标；估计为了成像所感兴趣目标单能量X线断层摄影术(CT)成像系统(10)使用的第一对比剂量，(64)；向所感兴趣的目标引入第二对比剂量，第二对比剂量小于第一比剂量，(66)；和使用多能量X线断层摄影术(MECT)系统扫描所感兴趣的目标以获取数据，(68)。
Description
技术领域
本发明总的涉及医疗成像系统，特别是涉及使用医疗成像系统辨别多种对比剂的装置和方法。
背景技术
尽管X线断层摄影术技术(CT)近来有快速的发展，如较快速扫描速度、用多检测器排的较大的覆盖和较薄的切片，但是能量的分辨率仍旧是被忽略的一个问题。即，X射线源的宽X射线光子能量谱和缺乏CT检测系统的能量分辨率阻碍了CT的能量辨别。
通过给定目标的X射线衰减不是一常量。相反地，x衰减主要依赖于X射线光子能量。这个物理现象表现在如不均匀、阴影和条纹等光束硬化伪差(beam-hardening artifact)的图像中。某些光束硬化伪差能够容易地被校正，但是其他一些光束硬化伪差校正较困难。一般来说，校正光束硬化伪差的已知方法包括：水校准，它包括校准每台CT机，从相似于水的材料中除掉光束硬化；和重复骨骼校准，其中在第一通过图像中分开骨骼，然后在第二通过中校正骨骼的光束硬化，但是，校正水和骨骼以外的材料如金属和对比剂等的光束硬化会是困难的。另外，即使使用上述的校正方法，现有技术的CT不提供定量的图像值。而且，在不同位置的相同的材料常显示出不同的CT数字。
现有技术CT的另一个缺点是缺乏材料特征化。例如，低密度的高衰减材料与高密度的低衰减材料在图像中产生相同的CT数。因此，仅基于CT数扫描的目标的材料成份的信息很少或没有。
另外，因为这些扫描器产生的图像可能具有相当大的图像伪差和CT数的不准确度，所以血管系统的估计常常是困难的。这些限制可能妨碍了CT装置在先进的诊断中的应用。为了改善血管、组织和器官的评估，向患者给出较大用量的对比剂以加强图像质量。因此，期望能够能够降低患者的对比剂的用量和/或相应地改善产生的图像。
发明内容
本发明的一个方面，提供了一种获得灌注数据的方法。所述方法包括步骤：提供所感兴趣的目标；估计为了成像所感兴趣目标，通过单能量X线断层摄影术(CT)成像系统使用的第一对比剂量；向所感兴趣目标引入第二对比剂量，所述第二对比剂量小于所述第一对比剂量；和使用多能量X线断层摄影术(MECT)系统扫描所感兴趣目标以获取数据。
本发明的另一个方面，提供了一种获得灌注数据的方法。所述方法包括：获取在第一扫描时第一能量上的对比剂的第一图像；获取在第一扫描时在第二能量上的背景组织的第二图像；和从第一图像减掉第二图像以产生强化的图像。
本发明的另一个方面，提供了一种多能量X线断层摄影术(MECT)系统。所述MECT包括：至少一个辐射源；至少一个辐射检测器；和与所述辐射源和所述辐射检测器耦接的计算机。所述计算机被配置成获取在第一扫描时的第一能量上的对比剂的第一图像，获取在第一扫描时第二能量上背景组织的第二图像，从所述第一图像减掉第二图像以产生强化的图像，以及在时间上对所述对比剂的灌注进行建模，其中所述灌注近似于增量函数。
本发明的另一个方面，提供了一种用程序编码的计算机可读介质。所述程序被配置成指令计算机获取在第一扫描时第一能量上的对比剂的第一图像；获取在所述第一扫描时第二能量上背景组织的第二图像；和从所述第一图像减掉第二图像以产生强化的图像。
本发明的另一个方面，提供了一种计算机。所述计算机被配置成获取在多能量体层摄影(MECT)系统的第一扫描时第一能量上的对比剂的第一图像；获取在MECT的所述第一扫描时第二能量上背景组织的第二图像；和从所述第一图像减掉第二图像以产生强化的图像。
附图说明
图1是MECT成像系统的透视图；
图2是图1所示的系统的方框图；
图3是获得灌注数据的方法图；
图4是在向患者引入了第一对比剂量时使用单能量CT成像获取的强化的信号图；
图5在向患者引入了第一对比剂量时使用图1所示MECT系统获取的强化信号图；和
图6是使用比第一对比剂量少的第二对比剂量时使用图1所示MECT系统获取的强化信号图。
具体实施方式
本说明所述的方法和装置涉及使用能量辨别(也称为多能量)X线断层摄影术(MECT)系统获取灌注数据。为了使用至少一个已知系统获取灌注数据，操作人员估计产生最佳图像应使用的对比剂的量。使用MECT系统，相同的操作人员能够向患者引入较少的对比剂和/或产生改进的图像。
另外，所述方法包括利用X射线和材料的相互作用的基本性能量的新颖的研究。例如，对每个轨道，用不同的平均X射线能量获取多个测量值。在这些测量值上进行康普顿和光电分解和/和BMD，获得实现改善准确度和特征化的附加的信息。
在某些已知的CT成像系统配置中，X射线源投影一扇形的光束，所述光束在被称为“成像平面”的笛卡儿坐标系统的X-Y平面内被校准。X射线光束穿过如患者的成像目标。所述光束在被目标衰减后，撞击到辐射检测器阵列上。在检测器阵列上接收的衰减的辐射光束的强度依赖于目标对X射线光束的衰减。所述阵列的每个检测器产生分开的电信号，该分开的电信号是在检测器位置上的光束强度的测量值。从所有检测器获得的强度测量值被分开获取以产生透射分布图。
在第三代的CT系统中，X射线源和检测器阵列在成像平面内围绕成像的目标用转台旋转，使X射线光束与目标相交的角度固定地改变。在一个转台角度从检测器阵列获得的一组射线衰减测量值，即投影数据，被称为“视像(view)”。目标的“扫描”包括在X射线源和检测器一次旋转时从不同的转台角度或视像角度形成的一组视像。
在轴向扫描中，处理投影数据以构成与通过目标获得的二维切片相对应的图像。在本技术领域中，从一组投影数据重构图像的一个方法称之为筛选的背投(filtered backprojection)技术。这个处理将扫描的衰减测量值转换成叫做“CT数”和“亨斯菲尔德单位”(HU)的整数，用它控制在阴极射线管显示器上的相对应的象素的亮度。
为了减小整个的扫描时间，可以进行“螺旋”扫描。为了进行“螺旋”扫描，移动患者同时获取切片的指定数目的数据。这样的系统从扇形螺旋扫描产生单一螺旋线。通过扇形光束绘制的螺旋线产生可以重构每个指定切片中的图像的投影数据。
螺旋扫描的重构算法一般使用螺旋加权算法，它将作为视像角度和检测器信道索引的函数的收集数据加权。具体地说，在筛选的背投处理前，根据螺旋加权因数加权所述数据，所述螺旋加权因数是转台角度和检测器角度的函数。然后，所述加权的数据被处理以产生CT数，并构成与通过目标获得的二维切片相对应的图像。
为了进一步减小整个的获取时间，引进了多切片CT。在多切片CT中，在任何瞬间同时获取多排投影数据。在与螺旋扫描模式结合时，这个系统产生圆锥光束投影数据的单一螺旋线。与所述单一切片螺旋加权方案相似，能够导出一种在筛选的背投算法前将加权值与投影数据相乘的方法。
除非另有说明，本文中使用的以单数所述的元件或步骤应理解为不排除复数的元件或步骤。而且，有关本发明的“一个实施例”，不应被解释为是排除结合所述特征的另外实施例的存在。
另外，在本文中使用的，术语“重构图像”不排除其中产生表示图像的数据而不是可观察的图像的本发明的各实施方式。但是，多数实施例产生(或被配置成产生)至少一个可观察的图像。此外，在此使用的扫描说明进行在时间周期上的多转台旋转。例如，在灌注中在单一时间间隔上大约能够进行一百次扫描，所述单一时间间隔如大约四十秒钟，但不限于此。
见图1和2，示出了多能量扫描成像系统，例如多能量多切片X线断层摄影术(MECT)成像系统10，系统10包括代表“第三代”CT成像系统的转台12。这里的多能量X线断层摄影术系统也可以被称为能量分辨CT(EDCT)系统。转台12具有X射线源14，它向在转台12的相反侧上的检测器阵列18投影X射线16的光束。由多个检测器排(未示出)形成的检测器阵列18包括多个检测器元件20，所述元件一起测定穿过如患者22的目标的投影的X射线。每个检测器元件20产生表示撞击的X射线光束的强度的电信号，因此能够用于估计在它穿过目标或患者22时所述光束的衰减。在扫描以获取X射线投影数据时，转台12和在其上安装的各组件围绕旋转中心24旋转。图2仅示出了检测器元件20(如检测器排)的一个单个排。但是，多个切片检测器阵列18包括检测器元件20的多个平行的检测器排，使得在扫描时能够同时获取与多个准平行或平行的切片相对应的投影数据。
通过MECT系统10的控制机构26控制在转台12上的组件的旋转和X射线源14的工作。控制机构26包括：X射线控制器28，它向X射线源14提供电源和定时信号；和转台马达控制器30，它控制旋转速度和在转台12上的各组件的位置。在控制机构26中的数据获取系统(DAS)32从检测器元件20取样模拟数据，并将所述数据转换成随后处理的数字数据。图像重建器34从DAS32接收取样的和数字化的X射线数据，并进行高速图像重建。重构的图像输入到计算机36，计算机在存储装置38中存储所述图像。图像重建器34可以是专门的硬件或在计算机36上执行的计算机程序。
计算机36还通过具有键盘的控制台40从操作人员接收命令和扫描参数。配套的阴极射线管显示器42使得操作人员能够观察从计算机36来的重构的图像和其他数据。通过计算机36使用操作人员供给的命令和参数，以向DAS 32、X射线控制器28和转台马达控制器30提供控制信号和信息，另外，计算机36操纵一个桌面马达控制器44，桌面马达控制器44控制机动的桌面46，以定位在转台12中的患者22。特别是，桌面46通过转台开口48移动患者22的位置。
在一个实施例中，计算机36包括装置50，装置50例如是软盘驱动器、CD-ROM驱动器、DVD驱动器、磁光盘(MOD)装置、或包括连接诸如用于从计算机可读介质52读出指令和/或数据的一太网装置的任何其他数字装置以及所研制的数字装置，所述计算机可读介质52如软盘、CD-ROM、DVD、MOD或如网络或因特网的其他数字源。计算机36被编程以进行这里所述的功能，并且如本文使用的术语计算机不限于只是在计算机技术领域中所指的那些集成电路，而是泛指各种计算机、处理器、微型控制器、微型计算机、可编程逻辑控制器、应用特定的集成电路和其他可编程电路，并且这些术语在本文中可替换地使用。CT成像系统10是能量辨别(也称为多能量)X线断层摄影术(MECT)系统，其中系统10被配置成响应不同的X射线频谱。这能够用常规的第三代CT系统实现，以在不同的X射线管电位顺序获得投影。例如，获取背对背或交错两个扫描，其中该管工作在80kVp和160kVp电位。另外，在X射线源和检测器之间设置特殊滤波器，使得不同的检测器排收集不同X射线能谱的投影。另外，修整该X射线能谱的特殊滤波器也能够用于获得背对背或交错两个扫描。但是，另一个实施例是使用能敏检测器，使得每个到达检测器的X射线光子用它的光子能量记录。虽然上述特定的实施例涉及第三代CT系统，但是，本文说明的方法同样适用于第四代CT系统(静止检测器-旋转X射线源)和第五代CT系统(静止检测器和X射线源)。
存在有获得多能量测量值的不同方法：(1)用两个不同能谱的扫描；(2)根据在检测器中的能量注入探测光子能量；和(3)光子计数。光子计数提供用于平衡光子统计的规则的频谱间隔(separation)和可调的能量间隔点。
MECT使得诸如缺乏能量辨别力和材料特征化等，但不限于此，的与常规CT相关的诸多问题得以减少和消除。在没有目标扫描器时，能够用系统10分开捡测光子能谱的两个区域：入射X射线光谱的低能量和高能量部分。基于从这两个能量区域的信号能够产生在任何其他能量上的性能。这个现象是由于这样的基本事实产生的，即，在与医学CT有关的能量区域中，两个物理处理过程支配着X射线衰减：(1)康普顿散射和(2)光电效应。因此，从两个能量区域捡测的信号提供了解析(resolve)取决于成像材料的能量的足够信息。而且，从两个能量区域检测的信号提供了测定由两种材料构成的目标的相对成份的足够信息。
在示范的实施例中，MECT使用分解算法，如CT数差(number difference)算法、康普顿和光电分解算法、基础材料分解(BMD)算法，和对数减分解(LSD)算法等，但不限于此。
CT数差算法包括计算在不同管电位获得的两个图像之间的CT数或亨斯非尔德数中的差值。在一个实施例中，逐个象素地计算所述差值。在另一个实施例中，在所感兴趣的区域上计算平均CT数的差值。康普顿和光电分解算法包括用MECT10获得一对图像，和分开表示康普顿和光电处理过程产生的衰减。BMD算法包括获取两个CT图像，其中每个图像表示基础材料之一的相等(equivalent)的密度。因为材料密度与X射线光子能量无关，所以这些图像几乎没有光束硬化伪差。此外，操作人员能够针对所感兴趣的某些材料选择基础材料，因此强化了图像对比。在使用中，BMD算法是基于能够通过另外两个给定材料的适当的密度混合所表示的任何给定材料的X射线衰减(在医学CT的能量区域)的原理，因此，这两种材料被称为基础材料。在一个实施例中，使用LSD算法，用准单能量X射线光谱获取图像，并且通过这两个材料每个材料的有效衰减系数能够将成像的目标特征化，因此LSD算法不结合光束硬化校正。此外，不校准LSD算法，但是使用组织消除(cancellation)参数的测定，所述参数是在每次曝光的平均能量中给定材料的有效衰减系数的比。在示范实施例中，所述组织消除参数主要取决于用于获取图像的光谱和能够改变对一对理想的单能量曝光预期的测量的信号强度的任何另外因素。
应注意的是为了将多能量CT系统优化，光谱的间隔越大，图像质量越好。另外，在这两个能量区域中的光子统计应相似，否则，较差的统计区将支配所述图像噪声。
图3是使用图1所示的医疗成像系统获得灌注数据的方法60。方法60包括：提供如患者22的所感兴趣的目标，62；为了成像所感兴趣目标，估计单能量X线断层摄影术(CT)成像系统使用的第一对比剂量，64；向所感兴趣目标引入小于第一对比剂量的第二对比剂量，66；和使用多能量X线断层摄影术系统(MECT)扫描所感兴趣目标以获取数据，68。在此使用的单能量X线断层摄影术指的是，它在单数据获取时获取关于单X射线光谱的数据的系统，同时MECT指的是，在单数据获取时获取关于两个或多个X射线光谱的数据的系统。
在使用中，将导管或其他适当的医疗装置插入被选择成像的组织或器官的动脉血管的上游。然后，用所述导管将对比剂注入到动脉中。在示范的实施例中，操作人员基于已知的单能量CT成像技术确定使用的对比剂量。使用MECT，减少注入患者的对比剂量。在一个实施例中，在MECT过程中使用的对比剂量，从使用至少一个已知的CT成像系统成像时使用的量至少减少大约25％。在另一个实施例中，对比剂的减少约在10-60％之间。在另一个实施例中，对比剂的减少约在25-75％之间。在一个实施例中，所述对比剂包括(但不限于)如Gd-DTPAd的钆的螯合物，如gadodiamide非离子螯合物(gadolininium-diethylenetriamine penta-acetic acid bismethylamide，C16H28GdN5O9xH2O)，或如碘帕醇(Iopamidol)离子或非离子碘基的药剂。
为了获取数据使用多能量X线断层摄影术(MECT)系统扫描所感兴趣的目标，68，还包括，在第一扫描期间在第一能量产生一对比剂的第一图像和在第一扫描期间在第二能量产生一背景组织的第二图像。然后，从第一图像减掉第二图像以产生在提高了信号电平的该对比剂的确定的图像。
在使用中，能够使用已知的原理，如Fick原理(但不限于此)处理确定的图像：
其中：
Q(T)是组织强化曲线；
BF是血液流动；和
Ca(t)是对比剂灌注的时间函数。
在示范的实施例中，例如BF是大脑的血液流动(CBF)。如式1和2所示，Ca(t)和Q(T)是一系列图像的对比剂的衰减。例如，Q(T)在组织区域上的。Ca(t)是在向动脉输液中测量的，并且还代表所述的“动脉浓度曲线”。在使用中，该方法表示这里能够将Ca(t)建模为近似一增量函数(deltafunction)，即它的积分是1，使得式2中的分母约等于1。将Ca(t)建模为近似一增量函数提供了在图像的时间系列上的穿过组织的对比剂衰减量的改进的近似值。
图4是在向患者22注入了第一对比剂量时使用单能量CT成像系统获取的强化信号。图5是在向患者22注入了第一对比剂量时，使用MECT系统10获取的强化信号。如图5所示的当前信号电平高于图4所示的当前信号电平。
如图5所示，使用MECT系统10使得能够从背景组织中分辨出对比剂，并且提供了强化的对比信号。结果，动脉浓度曲线较接近地类似于脉冲函数，因此提高了其结果的流动函数、在脑部灌注时的CBF、或在独立灌注应用中的其他流动的信号的准确度。
图6是使用小于第一对比剂量的第二对比剂量使用MECT系统10获取的强化信号。在使用中，所述方法改善了在灌注图像中的信噪比，使得功能参数的定量更加准确。因此，对于给定的灌注研究，能够减少给予患者22的对比剂量。在减少对比剂用量的情况下也能够完成多位置成像，因此允许更大解剖覆盖面。最后，与对比剂相关的光束硬化伪差的改进，允许在心肌灌注中的更困难的、更新的应用，当前，由于在心室中过多的对比造成的光束硬化，从而限制了所述心肌灌注应用。
虽然结合各特定实施例说明了本发明，但是本领域的技术容人员应当理解在权利要求的精神和范围内本发明能够进行修改实施。
Claims (8)
1.一种多能量X线断层摄影术(MECT)系统(10)，包括：
至少一个辐射源(12)；
至少一个辐射检测器(18)；和
一耦接到所述辐射源和所述辐射检测器的计算机(36)，所述计算机配置成：
获取第一扫描时第一能量上的一对比剂的第一图像；
获取在所述第一扫描时第二能量上的背景组织的第二图像；
从所述第一图像减掉所述第二图像以产生强化的图像；以及
在时间上对所述对比剂的灌注进行建模，其中所述灌注近似于增量函数。
2.根据权利要求1的多能量X线断层摄影术系统(10)，其中所述计算机(36)还配置成分解所述第一和第二图像。
3.根据权利要求1的多能量X线断层摄影术系统(10)，其中所述计算机(36)还配置成使用CT数差算法、康普顿和光电分解算法、基本材料分解(BMD)算法和对数减法分解(LSD)算法中的至少一种算法分解所述第一和第二图像。
4.根据权利要求1的多能量X线断层摄影术系统(10)，其中所述计算机(36)还配置成使用康普顿和光电分解算法分解所述第一和第二图像。
5.根据权利要求1的多能量X线断层摄影术系统(10)，其中所述计算机(36)还配置成使用CT数差算法分解所述第一和第二图像。
6.根据权利要求1的多能量X线断层摄影术系统(10)，其中所述计算机(36)还配置成使用基本材料分解(BMD)算法分解所述第一和第二图像。
7.根据权利要求1的多能量X线断层摄影术系统(10)，其中所述计算机(36)还配置成使用对数减法分解(LSD)算法分解所述第一和第二图像。
8.根据权利要求3的多能量X线断层摄影术系统(10)，其中所述计算机(36)还配置成向第一血管引入对比物。
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