CN1846618B - 对器官周期运动进行计算补偿的方法以及图像拍摄系统 - Google Patents

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Abstract

在用来对器官成像的第一成像方法中对器官周期运动进行计算补偿的方法中，在使用选通的条件下确定两个三维图像数据的时间序列(10，20)，一个利用第一成像方法、另一个利用第二成像方法，其中，从利用第二成像方法获得的图像数据中计算运动场(14)，这些运动场被用于对利用第一成像方法获得的时间序列的数据进行补偿。这种补偿包括：在计算上引入运动场，以及在一个参考时间点对图像数据成像(16)。所有在该参考时间点成像的数据组叠加起来(18)。

Description

对器官周期运动进行计算补偿的方法以及图像拍摄系统
技术领域
本发明涉及一种在用来对器官成像的第一成像方法中对该器官周期运动进行计算补偿的方法。
本发明还涉及一种用于第一成像方法的图像拍摄系统。
背景技术
如果借助于诸如PET(正电子发射断层造影)和SPECT(单正电子发射计算机断层造影)的核医学拍摄心脏的话，由此带来较长的获取时间，典型的是数分钟(在PET中)到大于20分钟(在SPECT中)。因此，产生的数据组表示了对所有心脏阶段在时间上的平均，即心脏被运动模糊地表示了。
DE 10231061A1进一步公开了，在参考时间点对借助于第一成像方法(PET)拍摄的、包含运动伪影的三维图像数据进行成像并补偿该运动伪影。为此采用拍摄图像数据的时间序列的第二成像方法(CT)，由此确定用于对来自第一成像方法中运动伪影进行补偿的运动场。不过，在DE 10231061A1涉及的第一成像方法仅仅提供一种模糊和混合的图像。该模糊有可能限制了图像数据用于诊断的可用性。
为了避免这种效应可以使用EKG(心电图)选通。在EKG选通中与记录图像数据同时地截取EKG。该EKG选通的基础是心脏周期的重复。因此，在该心脏周期的相同区间期间拍摄的图像数据相互对应。由此得到一个三维图像数据的时间序列，其中这些图像数据分别在心脏周期的特定区间之内被拍摄。该序列由对应于心脏周期的每个区间的图像的相继排列而构成。
由此得到了大量分别对应于心脏周期的特定阶段的图像。心脏的运动应该总是相同的，因此在各个图像中也不应该出现大的图像模糊。
该利用EKG选通的方法的缺点是，每幅图像的测量事件的数目由于分配到时间区间上而减小。由此使得图像的信噪比恶化，进而进一步限制了图像在诊断上的价值。
现有技术公开了对利用EKG选通拍摄的单幅图像进行运动补偿。为此，首先基于图像确定心脏运动。根据该运动确定运动场，并将不同的单幅图像映射为一幅参考图像。将经过运动校正后的单幅图像进行叠加，进而得到一幅没有运动模糊且具有良好信噪比的图像。这里的一个问题是，运动场仅仅能被低劣地确定。也就是说，从核医学图像中仅能低劣地估计心脏运动。其原因是核医学图像中的很小的位置分辨率、极小的信噪比以及在该图像中缺少标志性的解剖结构。
发明内容
本发明要解决的技术问题是，更好地采用一种具有尤其是比被成像器官的周期运动更长的获取持续时间的成像方法来诊断该周期运动的器官，并提供一种在用来对器官成像的第一成像方法中对该器官的周期运动进行计算补偿的方法。
本发明的方法基于这样的原理：同样采用用来精确采集器官周期运动的第二成像方法。这点表现在对所谓运动场的确定中。运动场是这样的三维数据组，其为每个体素(即三维图像的每个体积元素)分配一个三维向量，该向量给出该体积元素(即体素)相对于参考数据组的位移。计算三维运动场的方法对于专业人员来说是公知的，例如借助于光学流量。
本发明利用了这样的事实，即可以将这样来选择所引入的第二成像方法，即其具有明显更短的获取时间、具有更好信噪比或者能更好地对解剖结构成像，从而从利用第二成像方法获得的图像数据中更好地确定运动场。本发明的出发点是，一次性获得的、反映单个体积元素的位置变化的运动场也按照适当的方式适用于借助于第一成像方法(即，如PET和SPECT的核医学成像方法)获得的图像数据。
如果一个运动场正确地反映出了在周期信号(例如心脏周期)期间待检查的器官(如心脏)的特定体积元素(体素)在一个特定的方向上运动，则这点自然同样适合于其它方式拍摄的图像数据。然后，将一次性获得的运动场用来对利用其它成像方法所拍摄的图像数据进行校正。借助于这些运动场可以在一个参考时间点重新对三维图像数据成像。
在一种优选的实施方式中，将利用两种成像方法确定的时间序列针对在周期运动中的分别相同的时间点进行确定。因此，这些时间序列是可以直接依次成像的，并且运动场是可以直接应用的，不需要计算上的换算。然后，可以将获得的图像数据直接成像为针对周期运动中的一个时间点的三维图像数据。如果该时间序列是在周期运动的不同时间点确定的，则可以借助于内插方法进行处理。
第二成像方法尤其可以包括计算机断层造影、旋转X射线血管照影、磁共振方法或者超声波方法。
本发明可以用于对任何的周期运动器官进行成像，尤其是，除了心脏之外可以用于肺部和呼吸机，其中使用呼吸选通来取代EKG选通。
一般地将选通理解为将图像数据分配给在一个特定时间区间内的时间点。
为了能够将利用第二成像方法确定的运动场应用到利用第一成像方法测量的数据上，必须已知两种坐标系的关系。为此，可以采用专业人员公知的、用于图像记录的方法。
在另一种优选的实施方式中，用于对于第一和第二成像方法成像的系统相互机械连接，由此可以直接建立三维数据组的联系，而不必在记录方法的基础上依次成像。
在本发明中的最后步骤里，应用所有根据第一成像方法得到的、针对参考时间点的图像数据来产生针对该参考时间点的唯一的数据组。按照优选的方式是将所有图像数据简单地相加。
本发明还包括：用于第一成像方法的图像拍摄系统与用于第二成像方法的图像拍摄系统机械连接。具有用于针对待显示器官的周期信号、在利用两种成像方法拍摄图像时实施选通的装置。此外，还应该具有图像处理装置，其构造为也计算利用第二成像方法获得的图像数据运动场，并且将这些运动场计算地应用到利用所述第一成像方法得到的数据上。所述系统尤其可以是PET和CT系统的组合，或者是SPECT-CT系统。
附图说明
下面对照附图描述本发明的一种优选的实施方式。
图1按照流程图示出了按照本发明方法的流程。
具体实施方式
在本发明的优选实施方式中对人的心脏进行检查。采用组合的PET-CT系统或者SPECT-CT系统，其中两个系统机械地相互连接，使得可以将利用系统的PET部分产生的图像直接地与CT图像建立联系。
此外，存在实施EKG选通的可能性，即，可以在患者上固定EKG探头，并且有一种图像求值对所记录的EKG信号进行分析。EKG信号被分成多个区间，其中，每个区间对应于来自一个时间序列的特定图像。系统记录图像数据以及同时记录EKG曲线。根据在记录图像数据期间心脏所处的区间，将这些图像数据分配到对应的区间以及来自图像时间序列的对应的部分图像中。最后得到一个三维数据的时间序列，这些三维数据共同衔接成一幅图像。
如图1所示，在步骤10利用带有EKG选通的第一成像方法(在此是核医学方法，即PET或SPECT)拍摄一个对应的时间序列。随后或者在此之前、甚至于同时，总之是与之独立地、不过也利用EKG选通在步骤12中拍摄一个CT图像的时间序列。因为CT图像具有良好的信噪比、更高的时间分辨率，以及能更好地对解剖结构成像，所以可以在CT图像上更容易地导出心脏的运动。为了在数学上采集该运动要确定所谓的运动场。运动场是对应于三维图像数据的各个体积元素(体素)的三维向量。它们反映出该体积元素相对于在参考图像中的一个参考体积元素的相对运动。例如，参考图像是在EKG选通中首先拍摄的图像，并且随后运动场参考该图像。将在步骤10中利用PET/SPECT图像记录的时间序列与在步骤14中所计算的运动场进行衔接。在步骤16中进行PET/SPECT时间序列的所谓运动补偿。在此的出发点是，根据运动场所确定的心脏的运动，同样在PET/SPECT时间序列的记录中出现。因此，可以从来自PET/SPECT时间序列的图像中计算出运动。这点基于如下的考虑：如果对于一个体积元素来说第二号CT图像的数据值是第一号CT图像的函数，CT1＝F(CT2)，则该函数也描述了来自PET/SPECT图像的体积元素，PET1＝F(PET2)，其中函数f相同。这样，运动场反映出了函数f的影响。在步骤16中从时间序列中将每幅图像在参考时间点上计算出来，也就是说，将对应的运动场按照相反的方向应用到图像上，必要时使用内插，如果在步骤10中的EKG选通与在步骤12中的EKG选通当时不一致因而时间序列不在时间上重合的话。这样，得到了许多按照这种方式在参考时间点计算的图像数据，它们分别显示了在参考时间点所处情况下的心脏，不过是根据在心脏周期中的较后时刻的数据组确定的。
在步骤18中，将出自PET/SPECT时间序列的、运动补偿之后的图像依次相加，以便由此优化各图像数据的信噪比。得到了具有高信噪比的、心脏在参考时间点的显示，该显示变得更适合于诊断了。
简单地重复一下，本发明的基础是：借助于CT可以计算心脏的运动，然后据此对PET或SPECT图像进行校正，其中的前提是将EKG选通应用于两个优选为相互耦合的(见箭头20)时间序列。

Claims (11)

1.一种在用来对器官成像的第一成像方法中对该器官周期运动进行计算补偿的方法，其中，
a)在使用利用器官的周期信号进行选通的条件下，利用第一成像方法确定一个三维图像数据的时间序列(10)，
b)在使用所述选通的条件下，利用第二成像方法确定一个三维图像数据的时间序列(12)，
c)从利用该第二成像方法获得的图像数据中，针对在所述器官周期运动中的一个参考时间点计算运动场(14)，
d)借助于这些运动场将利用所述第一成像方法获得的图像数据成像为针对所述参考时间点的三维图像数据(16)，以及
e)将所有这样根据该第一成像方法获得的针对该参考时间点的图像数据，用于针对该参考时间点产生唯一的一个数据组(18)。
2.根据权利要求1所述的计算补偿的方法，其特征在于，在步骤a)和b)中所确定的时间序列是针对在周期运动中的分别相同的时间点所确定的。
3.根据权利要求1所述的计算补偿的方法，其特征在于，所述第一成像方法是PET或SPECT。
4.根据权利要求1所述的计算补偿的方法，其特征在于，所述第二成像方法包括计算机断层造影、旋转X射线血管照影、磁共振方法或者超声波方法。
5.根据权利要求1至4中任一项所述的计算补偿的方法，其中，采用一种图像记录方法，以便将在两种成像方法中定义的坐标系针对所述三维图像数据建立联系。
6.根据权利要求1至4中任一项所述的计算补偿的方法，其特征在于，采用第一和第二成像方法成像的系统相互机械连接。
7.根据权利要求1至4中任一项所述的计算补偿的方法，其特征在于，在步骤e)中将针对所述参考时间点的图像数据按照体积元素的方式进行叠加。
8.根据权利要求1所述的计算补偿的方法，其特征在于，所述器官是心脏，并且使用EKG选通。
9.根据权利要求1所述的计算补偿的方法，其特征在于，所述器官是肺部，并且使用呼吸选通。
10.一种用于第一成像方法的图像拍摄系统，该拍摄系统与用于第二成像方法的图像拍摄系统机械连接，包括
-用于针对待显示的器官的近似周期性的信号、在利用两种成像方法拍摄图像时实施选通的装置，以及
-图像处理装置，其构造为从利用第二成像方法得到的图像数据中计算运动场，并且将这些运动场计算地应用到利用所述第一成像方法得到的数据上。
11.根据权利要求10所述的用于第一成像方法的图像拍摄系统，其特征在于，所述用于第一成像方法的图像拍摄系统是一个PET系统或者SPECT系统，以及所述用于第二成像方法的图像拍摄系统是CT系统。
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