專(zhuān)利名稱(chēng)：3d圖像集在不同空間之間的最佳變換的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及診斷成像系統(tǒng)和方法。其尤其與多模態(tài)系統(tǒng)，如PET-CT系統(tǒng)聯(lián)合應(yīng)用。應(yīng)當(dāng)意識(shí)到，本發(fā)明還可應(yīng)用于SPECT、CT、超聲、MRI和熒光透視檢查等的各種結(jié)合。
在多模態(tài)斷層攝影系統(tǒng)中，采用兩個(gè)或多個(gè)不同感應(yīng)模態(tài)對(duì)物體空間內(nèi)的不同組分進(jìn)行定位和測(cè)量。在PET-CT系統(tǒng)中，PET創(chuàng)建身體高代謝活動(dòng)的圖像，而不是創(chuàng)建周?chē)馄式Y(jié)構(gòu)的圖像。CT掃描允許醫(yī)生觀察人體的內(nèi)部結(jié)構(gòu)。在進(jìn)行PET-CT掃描之前，患者接受放射性藥物劑量。藥物通過(guò)血液運(yùn)送并集中到特定器官或區(qū)域中，從而導(dǎo)致從血液和該器官或區(qū)域發(fā)射出輻射。在掃描期間，射出輻射的軌跡由系統(tǒng)檢測(cè)，由此創(chuàng)建患者體內(nèi)放射性藥物的分布圖像。該圖像顯示出循環(huán)體系和/或放射性藥物在各種區(qū)域或器官內(nèi)的相對(duì)吸收。PET-CT圖像中來(lái)自CT掃描的解剖結(jié)構(gòu)數(shù)據(jù)與來(lái)自PET掃描的代謝數(shù)據(jù)的合并向醫(yī)生給出可視化信息以確定是否存在病變、病變的位置和程度，并且跟蹤病變擴(kuò)散的速度。PET-CT系統(tǒng)對(duì)于難于治療區(qū)域(例如，頭頸區(qū)、縱隔、術(shù)后腹部)以及患者接受放射性治療或化療的治療區(qū)定位特別有幫助。
典型地，在PET-CT圖像的重建過(guò)程中，PET圖像表示從PET圖像空間變換到CT圖像空間中以創(chuàng)建用于臨床解釋的合成圖像。在掃描前，PET和CT系統(tǒng)機(jī)械地對(duì)準(zhǔn)；然而，在大多數(shù)情況下，在融合之前需要施加微小校正以使PET圖像和CT圖像準(zhǔn)確對(duì)準(zhǔn)。目前，變換參數(shù)在校準(zhǔn)期間得出，如采用在兩種模態(tài)中均可成像的模型。
過(guò)去，PET和CT圖像數(shù)據(jù)都被重建成3D體素矩陣，但是比例不同(不同尺寸的體素)。較低分辨率PET圖像和較高分辨率CT圖像的笛卡爾網(wǎng)格之間的變換是相對(duì)直接的，但是有時(shí)增加了變換或插值誤差，從而導(dǎo)致精度和圖像質(zhì)量的下降。
現(xiàn)在，PET圖像通常重建到具有非笛卡爾網(wǎng)格的blob(團(tuán)塊)空間內(nèi)。與全部是均勻值的體素不同，每個(gè)團(tuán)塊內(nèi)的值是不均勻的。此外，團(tuán)塊重疊。目前，重建的PET團(tuán)塊圖像首先變換成常規(guī)的基于體素的笛卡爾網(wǎng)格圖像。由于PET體素與CT體素仍然是不同的尺寸，因而將PET體素圖像變換成CT體素尺寸。進(jìn)行兩次插值增加了固有變換相關(guān)誤差。
本發(fā)明提供一種新型和改進(jìn)的成像設(shè)備和方法，其克服了上述問(wèn)題和其它問(wèn)題。
根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)方面，公開(kāi)一種診斷成像系統(tǒng)。第一掃描器獲得對(duì)象感興趣區(qū)域的第一組電子數(shù)據(jù)。第二掃描器獲得對(duì)象感興趣區(qū)域的第二組電子數(shù)據(jù)。第一重建裝置將第一組重建成非體素圖像空間內(nèi)的非體素空間第一掃描器圖像表示。第二重建裝置將第二組重建成第二圖像空間內(nèi)的第二圖像表示。一裝置將第一組的非體素空間第一掃描器圖像表示直接轉(zhuǎn)換到第二圖像空間內(nèi)。
根據(jù)本發(fā)明的另一方面，公開(kāi)一種診斷成像方法。獲得對(duì)象感興趣區(qū)域的第一組電子數(shù)據(jù)。獲得對(duì)象感興趣區(qū)域的第二組電子數(shù)據(jù)。將第一組重建成非體素圖像空間內(nèi)的非體素空間第一掃描器圖像表示。將第二組重建成第二圖像空間內(nèi)的第二圖像表示。將第一組的非體素空間第一掃描器圖像表示直接轉(zhuǎn)換到第二圖像空間內(nèi)。
本發(fā)明的一個(gè)優(yōu)點(diǎn)在于提高總體圖像質(zhì)量。
另一個(gè)優(yōu)點(diǎn)在于減少計(jì)算和存儲(chǔ)需求。
另一個(gè)優(yōu)點(diǎn)在于更精確地融合圖像。
在閱讀和理解下列優(yōu)選實(shí)施例的詳細(xì)說(shuō)明后，對(duì)本領(lǐng)域技術(shù)人員而言，本發(fā)明的其它優(yōu)點(diǎn)和有益效果將變得更為明顯。
本發(fā)明可采用各種部件和部件設(shè)置、以及各種步驟和步驟設(shè)置的形式。附圖僅用于解釋說(shuō)明優(yōu)選實(shí)施例的目的，而不應(yīng)解釋為限制本發(fā)明。


圖1是多模態(tài)診斷成像系統(tǒng)的示意表示；圖2示意性示出身體居中的立方體網(wǎng)格；圖3示意性示出投影到笛卡爾網(wǎng)格圖像空間內(nèi)的2D團(tuán)塊；圖4是由平滑曲線(xiàn)函數(shù)表示的團(tuán)塊內(nèi)灰度強(qiáng)度值的示意圖；和圖5是多模態(tài)診斷成像系統(tǒng)一部分的示意表示。
參見(jiàn)圖1，多模態(tài)系統(tǒng)10包括核成像系統(tǒng)12和計(jì)算機(jī)斷層攝影(CT)掃描器14。CT掃描器14包括非旋轉(zhuǎn)臺(tái)架16。X射線(xiàn)管18安裝在旋轉(zhuǎn)臺(tái)架20上?？?2形成CT掃描器14的檢查區(qū)域24。輻射檢測(cè)器陣列26布置在旋轉(zhuǎn)臺(tái)架20上以在X射線(xiàn)穿過(guò)檢查區(qū)域24后接收來(lái)自X射線(xiàn)管18的輻射。可替換地，檢測(cè)器陣列26可放置在非旋轉(zhuǎn)臺(tái)架16上。
核成像系統(tǒng)12優(yōu)選包括安裝在軌道30上的正電子發(fā)射斷層攝影(PET)掃描器28。當(dāng)然，也可考慮采用SPECT和其它核成像系統(tǒng)。軌道30平行于對(duì)象支撐臺(tái)或床32的縱軸延伸，從而使CT掃描器14和PET掃描器28形成封閉系統(tǒng)。提供移動(dòng)裝置34，如電機(jī)和驅(qū)動(dòng)器，以移動(dòng)掃描器28進(jìn)出該封閉位置。檢測(cè)器36設(shè)置在形成檢查區(qū)域40的孔38的周?chē)?。在PET系統(tǒng)中，檢測(cè)器36優(yōu)選設(shè)置成靜止的環(huán)狀，雖然也可考慮采用可旋轉(zhuǎn)頭。在SPECT系統(tǒng)中，檢測(cè)器36優(yōu)選合并在各個(gè)頭中，其安裝成可相對(duì)于患者轉(zhuǎn)動(dòng)或徑向移動(dòng)。床移動(dòng)裝置42，如電機(jī)或驅(qū)動(dòng)器，提供床32在檢查區(qū)域24，40內(nèi)的縱向運(yùn)動(dòng)和垂直調(diào)整。
如下面所更詳細(xì)描述的，PET掃描器28采集電子數(shù)據(jù)，該電子數(shù)據(jù)由PET重建處理器或處理過(guò)程50重建成PET團(tuán)塊圖像并存儲(chǔ)到PET團(tuán)塊圖像存儲(chǔ)器52內(nèi)。合適的團(tuán)塊重建算法在Lewitt(1990)和Lewitt(1992)中有描述。
參見(jiàn)圖2和3，團(tuán)塊在概念上可以是每個(gè)以角頂點(diǎn)或者身體居中的立方體設(shè)置的身體中心點(diǎn)為中心的球體。該球體比角頂點(diǎn)52的間距大，例如，直徑等于角頂點(diǎn)與角頂點(diǎn)之間間距的2-1/2倍。在每個(gè)團(tuán)塊中，灰度(或強(qiáng)度值)在中心處最大并以球面對(duì)稱(chēng)的貝塞爾函數(shù)、高斯或其它平滑或分段平滑曲線(xiàn)向周邊逐漸衰減，如圖4所示。
再次參見(jiàn)圖1，CT掃描器14采集掃描數(shù)據(jù)，該掃描數(shù)據(jù)由CT重建處理器或處理過(guò)程56重建成3D CT體素圖像并存儲(chǔ)在CT圖像存儲(chǔ)器58內(nèi)。CT數(shù)據(jù)優(yōu)選重建成由3D笛卡爾坐標(biāo)系定義的矩形體素。典型地，CT體素遠(yuǎn)遠(yuǎn)小于PET角頂點(diǎn)間距，例如，1-3mm對(duì)3-6mm。插值處理器或處理過(guò)程62將PET團(tuán)塊圖像直接插值到CT像素空間內(nèi)，即，具有與CT圖像相同的3D笛卡爾網(wǎng)格和體素尺寸的圖像。一旦PET和CT圖像處于同一空間，它們就易于相加或者合并。所得到的合成圖像存儲(chǔ)在合成圖像存儲(chǔ)器64內(nèi)。視頻處理器66處理接收到的合成PET-CT圖像數(shù)據(jù)以在一個(gè)或多個(gè)監(jiān)視器68上顯示。
繼續(xù)參見(jiàn)圖1，在掃描之前的某個(gè)時(shí)間，通過(guò)采用包含CT核標(biāo)記72的模型70確定成像系統(tǒng)10的CT和PET部分之間的變換矩陣。示范性CT核標(biāo)記72包括盤(pán)狀或球狀致密CT成像材料和位于其中心的放射性同位素標(biāo)記。該標(biāo)記可以由玻璃填充的特氟隆或其它合適的材料構(gòu)建而成，這些材料具有與模型明顯不同的CT數(shù)，從而該標(biāo)記在CT掃描期間易于識(shí)別。典型地，放射性同位素標(biāo)記是裝有同位素的小瓶，該同位素具有相對(duì)較長(zhǎng)半衰期，優(yōu)選大于100天，以防止頻繁更換。對(duì)于PET-CT聯(lián)合裝置，優(yōu)選的同位素為具有2.6年半衰期的Na-22。然而，也可同樣采用具有較短半衰期的同位素，如Ge-68。對(duì)于PET-CT聯(lián)合裝置，用于放射性標(biāo)記的同位素選自半衰期大于100天且強(qiáng)能量峰值在50keV和600keV之間的同位素。合適的SPECT可成像同位素實(shí)例為Go-57，Gd-153，Cd-109，Ce-139，Am-241，Cs-137和Ba-133。
帶有模型70的床32由床移動(dòng)裝置42移入到檢查區(qū)域40內(nèi)以由PET掃描器28生成3D圖像。PET重建處理器或處理過(guò)程50將電子數(shù)據(jù)重建成PET圖像。確定每個(gè)放射性同位素標(biāo)記的質(zhì)心坐標(biāo)。
接下來(lái)，床移動(dòng)裝置42移動(dòng)床32以將模型70定位到CT掃描器檢查區(qū)域24內(nèi)，在此進(jìn)行CT成像。CT重建處理器56將電子數(shù)據(jù)重建成CT標(biāo)記質(zhì)心的3D CT圖像。利用PET和CT掃描器的已知幾何形狀和機(jī)械對(duì)準(zhǔn)將為PET圖像計(jì)算的放射性同位素標(biāo)記位置坐標(biāo)平移到CT圖像空間內(nèi)。確定相應(yīng)標(biāo)記的坐標(biāo)。接下來(lái)確定變換參數(shù)或矩陣，例如線(xiàn)性移位量、比例、旋轉(zhuǎn)和可選擇的非線(xiàn)性平移，以使PET圖像和CT圖像準(zhǔn)確對(duì)準(zhǔn)。變換參數(shù)存儲(chǔ)在校準(zhǔn)存儲(chǔ)器80內(nèi)并由對(duì)準(zhǔn)處理器或裝置82用于使PET和CT圖像在后續(xù)掃描的插值處理過(guò)程62中彼此對(duì)準(zhǔn)。例如，對(duì)準(zhǔn)裝置82可向PET團(tuán)塊圖像的角頂點(diǎn)和中心點(diǎn)施加確定的變換以使該團(tuán)塊圖像與CT圖像對(duì)準(zhǔn)。
繼續(xù)參見(jiàn)圖1并進(jìn)一步參見(jiàn)圖5，帶有物體的床32由床移動(dòng)裝置42移動(dòng)到檢查區(qū)域40內(nèi)以由PET掃描器28生成3D圖像。PET重建處理器50將電子數(shù)據(jù)重建到團(tuán)塊空間內(nèi)。
通常，3D掃描物體的連續(xù)分布f(x，y，z)可近似為基函數(shù)Φ(x)的伸縮和移位疊加的副本的總和，基函數(shù)Φ(x)的中心設(shè)置在具有網(wǎng)格點(diǎn)p(xn，yn，zn)的網(wǎng)格上f(x,y,z)=Σn=0N-1cnΦ(x-xn,y-yn,z-zn)...(1)]]>其中{(xn，yn，zn)，n＝0～N-1}是具有采樣間隔Δ的一組均勻分布在3D空間內(nèi)的N個(gè)采樣點(diǎn)，cn是每個(gè)采樣點(diǎn)n處的圖像系數(shù)。
將球?qū)ΨQ(chēng)體積元素團(tuán)塊結(jié)合到迭代重建算法中在重建領(lǐng)域是公知的。通常，團(tuán)塊是以球?qū)ΨQ(chēng)、光滑鐘狀輪廓以及有限維持為特征，這種輪廓從球心處的一徑向平滑地漸縮直至球表面處的零。球?qū)ΨQ(chēng)基函數(shù)或團(tuán)塊具有以下形式Φblob(x,y,z)=b(r)=b(x2+y2+z2)...(3)]]>其中r是距原點(diǎn)的徑向距離。
優(yōu)選地，團(tuán)塊或處理裝置90采用Keiser-Bessel窗口函數(shù)將電子數(shù)據(jù)重建為球體，該窗口函數(shù)在半徑a球體內(nèi)具有以下形式 其中r是距團(tuán)塊中心的徑向距離，Im表示第一種級(jí)數(shù)m的修正貝塞爾函數(shù)，a是維持團(tuán)塊的半徑(相對(duì)于采樣間隔Δ)，α是控制團(tuán)塊形狀的非負(fù)實(shí)數(shù)，例如，在徑向上的函數(shù)滑移(roll-off)，和m是控制團(tuán)塊在其邊界r＝a處的平滑度的非負(fù)整數(shù)。
參數(shù)選擇裝置92選擇三個(gè)參數(shù)m、a和α，其影響插值處理過(guò)程62產(chǎn)生的結(jié)果。較小的α值得到較寬的團(tuán)塊，而較大的α值得到具有窄峰和長(zhǎng)尾的團(tuán)塊。參數(shù)m能夠控制團(tuán)塊在函數(shù)徑向極限(r＝a)處的連續(xù)性。例如，如果m等于0，團(tuán)塊在邊界處不連續(xù)；并且如果m大于0，團(tuán)塊是在邊界處具有(m-1)連續(xù)導(dǎo)數(shù)的連續(xù)函數(shù)。與在圖像重建中采用體素基函數(shù)的常規(guī)重建相比，基于團(tuán)塊的重建具有更佳的對(duì)比度-噪聲折衷。
網(wǎng)格裝置94使PET團(tuán)塊的中心移到立方體的中心。優(yōu)選地，該網(wǎng)格是如圖2所示的體中心立方體(BCC)網(wǎng)格，而不是常規(guī)的體素立方體網(wǎng)格。簡(jiǎn)單的立方體網(wǎng)格良好地適合于基于體素的重建；然而，已表明其對(duì)于基于團(tuán)塊的重建不是最佳的，因此它會(huì)導(dǎo)致大量的計(jì)算需求。體中心立方體網(wǎng)格使團(tuán)塊在3D空間內(nèi)更加各向同性分布，并且對(duì)于相同的重建精度來(lái)說(shuō)，比簡(jiǎn)單立方體網(wǎng)格少需要倍的網(wǎng)格點(diǎn)。采用體中心立方體網(wǎng)格，網(wǎng)格裝置94使團(tuán)塊中心p(x，y，z)之間的距離d1等于在橫向(x，y)平面內(nèi)彼此之間的bccRsz(相對(duì)于采樣間隔Δ)。在軸向z方向上，網(wǎng)格裝置94使團(tuán)塊中心p(x，y，z)之間的距離d2等于彼此之間的bccRsz/2。奇數(shù)橫向平面團(tuán)塊中心p′(x，y，z)與偶數(shù)橫向平面團(tuán)塊中心p″(x，y，z)之間移位bccRsz/2。因此，對(duì)于具有整數(shù)下標(biāo)(i，j，k)的任何團(tuán)塊n，團(tuán)塊中心p(x，y，z)位于 znblob=(k-Nzblob/2+0.5)*bccRsz/2.0]]>其中Nxblob，Nyblob和Nzblob是團(tuán)塊空間內(nèi)物體的矩陣尺寸。
按照?qǐng)F(tuán)塊格式重建的PET圖像存儲(chǔ)在PET圖像存儲(chǔ)器52內(nèi)。
繼續(xù)參見(jiàn)圖1和5，床移動(dòng)裝置42移動(dòng)床32以將物體放置到CT掃描器檢查區(qū)域24內(nèi)，在此拍攝CT圖像。優(yōu)選地，物體被移動(dòng)至CT檢查24區(qū)域內(nèi)幾何和機(jī)械預(yù)測(cè)與其在PET成像區(qū)域內(nèi)的成像位置相同的位置處。電子數(shù)據(jù)由CT重建處理器56重建成3D CT圖像并存儲(chǔ)在CT圖像存儲(chǔ)器62內(nèi)。
插值處理器或處理過(guò)程62將PET團(tuán)塊數(shù)據(jù)插值到CT體素空間內(nèi)。更具體地，對(duì)準(zhǔn)裝置62應(yīng)用事先確定的變換矩陣，例如旋轉(zhuǎn)和平移，以使團(tuán)塊空間與CT體素空間對(duì)準(zhǔn)。在一個(gè)實(shí)施例中，對(duì)準(zhǔn)裝置82向團(tuán)塊網(wǎng)格點(diǎn)p(x，y，z)施加仿射變換以使團(tuán)塊空間與體素空間對(duì)準(zhǔn)?？商鎿Q地，對(duì)準(zhǔn)裝置82可向網(wǎng)格裝置94內(nèi)的bcc網(wǎng)格施加事先確定的變換，從而PET圖像存儲(chǔ)器內(nèi)的圖像與CT圖像存儲(chǔ)器內(nèi)的圖像對(duì)準(zhǔn)。PET圖像空間到CT圖像空間的轉(zhuǎn)換裝置98將PET團(tuán)塊圖像轉(zhuǎn)換成CT體素圖像f(x,y,z)=Σn=0N-1cnΦΔPETblob(x-xn,y-yn,z-zn)]]>=Σm=0M-1tmΦΔCTvoxel(x-xm,y-ym,z-zm)...(6)]]>其中f(x，y，z)是合成3D圖像表示，Φblob是PET團(tuán)塊圖像表示，Φvoxel是CT圖像體素表示，n是PET圖像空間內(nèi)的采樣點(diǎn)數(shù)，m是CT圖像空間內(nèi)的采樣點(diǎn)數(shù)，ΔPET是PET圖像體素尺寸(采樣間隔)，ΔCT是CT體素尺寸，cn是在每個(gè)采樣點(diǎn)n處的圖像系數(shù)，tm是在每個(gè)采樣點(diǎn)m處的圖像系數(shù)，采樣點(diǎn)m取決于覆蓋CT體素v中心的團(tuán)塊數(shù)。
更具體地，體素中心確定裝置100確定每個(gè)CT體素v的中心點(diǎn)102的位置。體素中心至團(tuán)塊點(diǎn)的轉(zhuǎn)換裝置104將體素v投影到團(tuán)塊空間內(nèi)并確定對(duì)應(yīng)于PET團(tuán)塊域內(nèi)體素中心的點(diǎn)v′。團(tuán)塊空間內(nèi)每個(gè)點(diǎn)的值是在該點(diǎn)處覆蓋給定點(diǎn)的全部團(tuán)塊的密度值的總和。求和裝置106計(jì)算覆蓋點(diǎn)v′的全部重疊團(tuán)塊的總和。更具體地，求和裝置106確定每個(gè)CT體素v中心m＝(i′，j′，k′)的PET圖像系數(shù)tmtm=Σn=0N-1cnΦΔPETblob(xm-xn,ym-yn,zm-zn)...(7)]]>xm=xoffset/ΔPET+(i′-Mxvoxel/2+0.5)*ΔCT/ΔPET]]>ym=yoffset/ΔPET+(j′-Myvoxel/2+0.5)*ΔCT/ΔPET...(8)]]>zm=zoffset/ΔPET+(k′-Mzvoxel/2+0.5)*ΔCT/ΔPET]]>其中Mxvoxel、Myvoxel和Mzvoxel是CT體素空間內(nèi)物體的矩陣尺寸，而(xoffset，yoffset，zoffset)是CT圖像原點(diǎn)相對(duì)于PET圖像原點(diǎn)的偏差。
在一個(gè)實(shí)施例中，求和裝置106計(jì)算對(duì)應(yīng)于體素v的整個(gè)面積的點(diǎn)的總和，不僅是體素y的中心點(diǎn)。當(dāng)然，對(duì)應(yīng)于CT體素v某些部分的團(tuán)塊密度可比其它密度具有更重的權(quán)重。CT空間PET圖像存儲(chǔ)在體素化PET圖像存儲(chǔ)器108內(nèi)。合并裝置110合并相同格式的PET和CT圖像并將合并圖像加載到合成圖像存儲(chǔ)器64內(nèi)。可考慮采用各種合并方法。在一個(gè)實(shí)例中，將兩個(gè)圖像簡(jiǎn)單求和。在另一個(gè)實(shí)例中，PET圖像顯示成彩色，而CT圖像顯示成黑白。在另一實(shí)例中，CT圖像是靜態(tài)的而PET圖像顯示成顯示放射性藥物吸收和排出的時(shí)間展開(kāi)系列圖像。還考慮采用許多其它合成圖像。
通過(guò)直接將PET團(tuán)塊圖像轉(zhuǎn)換成CT體素圖像空間而跳過(guò)將PET圖像轉(zhuǎn)換成PET體圖像空間的中間體素化，所得到的圖像具有更連續(xù)的輪廓、更佳的質(zhì)量且需要更少的計(jì)算量。
當(dāng)然，還考慮到插值處理過(guò)程62可將來(lái)自2D PET團(tuán)塊空間的數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成2D CT像素空間以及反之亦然。
適于將PET電子數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成用于3D/2D圖像插值處理過(guò)程62的團(tuán)塊的空間定位函數(shù)實(shí)例包括矩形基函數(shù)，如2D像素和3D體素，2D中的雙線(xiàn)性函數(shù)，2D中的三次B-仿樣函數(shù)，2D和3D中的高斯截短曲線(xiàn)，2D中兩個(gè)上升余弦鐘形曲線(xiàn)的乘積，球?qū)ΨQ(chēng)基函數(shù)如球?qū)ΨQ(chēng)廣義Kaiser-Bessel基函數(shù)，扁長(zhǎng)球面波函數(shù)等，垂直取向的正交棱錐(HOP)基函數(shù)等。適于將PET電子數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成用于3D/2D圖像插值處理過(guò)程62中的團(tuán)塊的空間非定位函數(shù)的實(shí)例包括空間非定位基函數(shù)，高斯基函數(shù)，正弦/余弦波基函數(shù)如傅立葉變換，廣義Kaiser-Bessel基函數(shù)的傅立葉變換，以及小波基函數(shù)等。適于將PET電子數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成用于3D/2D圖像插值處理過(guò)程62中的團(tuán)塊的基函數(shù)另一實(shí)例是自然像素基函數(shù)。
本發(fā)明已參照優(yōu)選實(shí)施例進(jìn)行描述。顯然，在閱讀和理解前面詳細(xì)描述后，其他人可進(jìn)行修改和替換。本發(fā)明應(yīng)當(dāng)解釋為包括全部這些修改和替換，只要它們落入所附的權(quán)利要求書(shū)及其等效表述的范圍內(nèi)。
權(quán)利要求
1.一種診斷成像系統(tǒng)(10)，包括用于獲得對(duì)象感興趣區(qū)域的第一組電子數(shù)據(jù)的第一掃描器(28)；用于獲得對(duì)象感興趣區(qū)域的第二組電子數(shù)據(jù)的第二掃描器(14)；用于將第一組重建成非體素圖像空間內(nèi)的非體素空間第一掃描器圖像表示的第一重建裝置(50)；用于將第二組重建成第二圖像空間內(nèi)的第二圖像表示的第二重建裝置(56)；和用于將第一組的非體素空間第一掃描器圖像表示直接轉(zhuǎn)換到第二圖像空間的裝置(62)。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的診斷成像系統(tǒng)，其中第一重建裝置(50)包括用于將第一電子數(shù)據(jù)組重建成團(tuán)塊的團(tuán)塊裝置(90)。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的診斷成像系統(tǒng)，其中所述團(tuán)塊是每個(gè)以身體居中的立方體設(shè)置的身體中心點(diǎn)(p)為中心的球體。
4.根據(jù)權(quán)利要求2所述的診斷成像系統(tǒng)，其中每個(gè)團(tuán)塊具有由以下至少一個(gè)描述的密度Kaiser-Besel函數(shù)；和高斯函數(shù)。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的診斷成像系統(tǒng)，其中所述團(tuán)塊由Kaiser-Besel函數(shù)b(r)描述 其中r是距團(tuán)塊中心的徑向距離，Im表示第一種級(jí)數(shù)m的修正貝塞爾函數(shù)，a是團(tuán)塊維持的半徑，α是控制團(tuán)塊形狀的非負(fù)實(shí)數(shù)，和m是控制團(tuán)塊在其邊界r＝a處的平滑度的非負(fù)整數(shù)。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的診斷成像系統(tǒng)，其中所述團(tuán)塊裝置(90)包括用于選擇最佳參數(shù)m、a和α以控制團(tuán)塊形狀的參數(shù)選擇裝置(92)。
7.根據(jù)權(quán)利要求3所述的診斷成像系統(tǒng)，其中第一重建裝置(50)還包括用于使團(tuán)塊中心與立方體中心匹配的身體居中立方體網(wǎng)格裝置(94)，該團(tuán)塊的尺寸設(shè)置成彼此重疊。
8.根據(jù)權(quán)利要求3所述的診斷成像系統(tǒng)，其中第二圖像空間是基于體素的笛卡爾網(wǎng)格圖像。
9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的診斷成像系統(tǒng)，其中轉(zhuǎn)換裝置(62)包括用于確定體素圖像空間每個(gè)體素v的中心點(diǎn)(102)的裝置(100)；和用于確定身體居中立方體空間圖像表示內(nèi)對(duì)應(yīng)于每個(gè)確定的表示體素中心的點(diǎn)以定義體素空間第一掃描器圖像的裝置(104)。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的診斷成像系統(tǒng)，其中轉(zhuǎn)換裝置(62)還包括用于計(jì)算在團(tuán)塊圖像表示內(nèi)覆蓋確定點(diǎn)的全部團(tuán)塊的總和以重建合成體素圖像f(x，y，z)的裝置(106)f(x,y,z)=Σn=0N-1cnΦΔ2blob(x-xn,y-yn,z-zn)]]>=Σm=0M-1tmΦΔ1voxel(x-xm,y-ym,z-zm)]]>其中f(x，y，z)是合成3D圖像表示，Φblob是團(tuán)塊圖像表示，Φvoxel是體素空間第一掃描器圖像表示，n是團(tuán)塊圖像內(nèi)的采樣點(diǎn)數(shù)，m是體素圖像內(nèi)的采樣點(diǎn)數(shù)，Δ2是團(tuán)塊尺寸或采樣間隔，Δ1是體素圖像空間內(nèi)的體素尺寸或采樣間隔，cn是在每個(gè)采樣點(diǎn)n處的圖像系數(shù)，tm是在每個(gè)采樣點(diǎn)m處的圖像系數(shù)，采樣點(diǎn)m取決于覆蓋體素(v)中心的團(tuán)塊數(shù)。
11.根據(jù)權(quán)利要求9所述的診斷成像系統(tǒng)，還包括對(duì)準(zhǔn)裝置(82)，用于向以下的一個(gè)施加事先確定的系統(tǒng)變換矩陣以使團(tuán)塊圖像表示與體素圖像表示彼此配準(zhǔn)(a)在確定團(tuán)塊圖像表示內(nèi)對(duì)應(yīng)于體素中心的點(diǎn)之前的體素空間第一掃描器圖像表示，(b)體素空間，和(c)非體素空間第一掃描器圖像表示。
12.根據(jù)權(quán)利要求11所述的診斷成像系統(tǒng)，還包括用于使體素空間第一掃描器圖像表示與第二掃描器圖像表示合并的合并裝置(110)。
13.根據(jù)權(quán)利要求1所述的診斷成像系統(tǒng)，其中第一和第二掃描器包括至少以下中的兩個(gè)PET、SPECT、MRI、超聲、熒光透視、CT和數(shù)字X射線(xiàn)。
14.一種診斷成像方法，包括獲得對(duì)象感興趣區(qū)域的第一組電子數(shù)據(jù)；獲得對(duì)象感興趣區(qū)域的第二組電子數(shù)據(jù)；將第一組重建成非體素圖像空間內(nèi)的非體素空間第一掃描器圖像表示；將第二組重建成第二圖像空間內(nèi)的第二圖像表示；和將第一組的非體素空間第一掃描器圖像表示直接轉(zhuǎn)換到第二圖像空間。
15.根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法，其中每個(gè)團(tuán)塊是Kaiser-Bessel函數(shù)b(r) 其中r是距團(tuán)塊中心的徑向距離，Im表示第一種級(jí)數(shù)m的修正貝塞爾函數(shù)，a是團(tuán)塊維持的半徑，α是控制團(tuán)塊形狀的非負(fù)實(shí)數(shù)，和m是控制團(tuán)塊在其邊界r＝a處的平滑度的非負(fù)整數(shù)。
16.根據(jù)權(quán)利要求15所述的方法，還包括選擇最佳參數(shù)m、a和α以控制團(tuán)塊的形狀。
17.根據(jù)權(quán)利要求15所述的方法，其中轉(zhuǎn)換步驟包括確定基于體素的笛卡爾空間圖像內(nèi)每個(gè)體素v的中心點(diǎn)；和確定身體居中立方體(bcc)空間圖像內(nèi)對(duì)應(yīng)于體素中心的點(diǎn)。
18.根據(jù)權(quán)利要求17所述的方法，其中球體內(nèi)的數(shù)據(jù)以每個(gè)bcc點(diǎn)為中心并覆蓋至少鄰近的bcc點(diǎn)，并且其中轉(zhuǎn)換步驟包括計(jì)算覆蓋在團(tuán)塊圖像表示內(nèi)對(duì)應(yīng)于體素中心的點(diǎn)的全部團(tuán)塊的總和；和重建合成體素圖像f(x，y，z)f(x,y,z)=Σn=0N-1cnΦΔ2blob(x-xn,y-yn,z-zn)]]>=Σm=0M-1tmΦΔ1voxel(x-xm,y-ym,z-zm)]]>其中f(x，y，z)是合成3D圖像表示，Φblob是團(tuán)塊圖像表示，Φvoxel是體素空間第一掃描器圖像表示，n是團(tuán)塊圖像內(nèi)的采樣點(diǎn)數(shù)，m是體素圖像內(nèi)的采樣點(diǎn)數(shù)，Δ2是團(tuán)塊尺寸或采樣間隔，Δ1是體素圖像空間內(nèi)的體素尺寸或采樣間隔，cn是在每個(gè)采樣點(diǎn)n處的圖像系數(shù)，tm是在每個(gè)采樣點(diǎn)m處的圖像系數(shù)，采樣點(diǎn)m取決于覆蓋體素(v)中心的團(tuán)塊數(shù)。
19.根據(jù)權(quán)利要求18所述的方法，還包括使體素空間第一掃描器圖像表示與第二掃描器圖像表示合并。
20.根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法，其中第一和第二掃描器包括至少以下中的兩個(gè)PET、SPECT、MRI、超聲、熒光透視、CT和數(shù)字X射線(xiàn)。
21.一種用于執(zhí)行權(quán)利要求14的方法的診斷成像系統(tǒng)。
22.一種多模態(tài)成像系統(tǒng)，包括第一掃描器，第二掃描器，編程為執(zhí)行權(quán)利要求14的功能和方法的數(shù)據(jù)處理器。
全文摘要
多模態(tài)系統(tǒng)(10)包括核成像系統(tǒng)(12)和計(jì)算機(jī)斷層攝影(CT)掃描器(14)。核系統(tǒng)(12)包括PET掃描器(28)，該P(yáng)ET掃描器(28)采集由PET重建處理器(50)重建成PET團(tuán)塊圖像的電子數(shù)據(jù)。CT掃描器(14)采集由CT重建處理器(56)重建成3D CT體素圖像的掃描數(shù)據(jù)。插值處理器(62)將PET團(tuán)塊圖像直接插值到CT體素空間內(nèi)。一旦PET和CT圖像在同一空間內(nèi)，它們就會(huì)由合并裝置(110)合并。視頻處理器(66)處理接收到的合成PET－CT數(shù)據(jù)以在顯示器(68)上顯示。
文檔編號(hào)G06T3/00GK101061503SQ200580039679
公開(kāi)日2007年10月24日 申請(qǐng)日期2005年11月4日 優(yōu)先權(quán)日2004年11月19日
發(fā)明者D·加弄, W·王 申請(qǐng)人:皇家飛利浦電子股份有限公司