專利名稱：用于ct成像的反投影重構(gòu)方法
用于CT成像的反投影重構(gòu)方法 相關(guān)申請(qǐng)的交叉引用本申請(qǐng)基于2005年7月8日提交的題為"用于采樣不足的時(shí)間分辨MR 成像的反投影重構(gòu)方法"的美國(guó)臨時(shí)專利申請(qǐng)No.60/697,607， 2005年9月14 日提交的題為"用于CT成像的反投影重構(gòu)方法"的美國(guó)臨時(shí)專利申請(qǐng) No.60/716,865，及2005年11月23日提交的題為"用于低劑量CT成像的反投 影方法"的美國(guó)臨時(shí)專利申請(qǐng)No.60/739,554。關(guān)于聯(lián)邦資助研究的聲明本發(fā)明是以根據(jù)由(美國(guó))全國(guó)衛(wèi)生研究所授予的拔款No.HL072260的政 府支持而做出的。美國(guó)IW在本發(fā)明中享有特定的權(quán)利。 發(fā)明背景本發(fā)明涉及計(jì)算機(jī)斷層造影，尤其涉及一種用于依據(jù)用計(jì)算機(jī)斷層造影("CT")系統(tǒng)所獲取的投影 來重構(gòu)圖像的方法和設(shè)備。在計(jì)算機(jī)斷層造影系統(tǒng)中，x射線源,出扇形波束，這個(gè)波束經(jīng)準(zhǔn)直后 處于笛卡兒坐標(biāo)系的X-Y平面內(nèi)，稱作"圖像平面"。x射線波束穿過l皿像的 對(duì)象，例如患者，并撞擊在輻射探測(cè)器陣列上。所邀寸的輻射強(qiáng)度取決于對(duì)象 對(duì)x射線波束的衰減，每一個(gè)探測(cè)凝卩產(chǎn)生一個(gè)3te的電信號(hào)，是波束衰減的 測(cè)量值。獨(dú)立地獲取來自所有探測(cè)器的衰減測(cè)量值，以產(chǎn)生所謂的"透射剖面(transmissionprofile)"或"衰減剖面(attenuationprofile)"或"投影"。在常規(guī)CT系統(tǒng)中的源和檢測(cè)器陣列在門架上在成像平面內(nèi)并圍繞g周 圍旋轉(zhuǎn)，以使得x射線束與X^相交的角度持續(xù)地改變。來自檢測(cè)器陣列的在 指定角度上的邀t輪廓被稱為"視圖"，對(duì)象的"掃描"包括一組在x射線源和 檢測(cè)器的一次旋轉(zhuǎn)過程中在不同角度方向得到的視圖。在2D掃描中，數(shù)據(jù)被處 理以構(gòu)成與通過(taken through)對(duì)象所得到的二維切面相對(duì)應(yīng)的圖像。在本領(lǐng) 域中從2D i^重構(gòu)圖像的最普遍的方法被稱為搶波反投影技術(shù)。這個(gè)圖像重構(gòu) 過程將在掃描過程中獲得的衰減測(cè)量值轉(zhuǎn)換為所謂的"CT值(CTnumber)"或"霍斯菲耳德單位(hounsfieldunit")，其l細(xì)于控制顯示器上相應(yīng)像素的亮度。搶波反投影圖像重構(gòu)法是用于由獲得的邀才輪廓重構(gòu)CT圖像的最常用技術(shù)。如圖5所示，ffl31沿著由箭頭106所指明的產(chǎn)4M線和(ray sum) 104的 相同射線路徑，將輪廓100中的每一個(gè)射線和104投影穿過FOV 102，每一個(gè) 獲得的x射線at輪廓100都被反投影至訴見場(chǎng)(FOV) 102上。在FOV 102中 投影每一個(gè)射線和104的過程中，我們對(duì)對(duì)象沒有任何先驗(yàn)的知識(shí)(a priori knowledge),并做出假設(shè)在FOV 102中的x射線衰減是均勻的，1J寸線和射線 路徑穿之而過的每一個(gè)像素中相等地分布。例如，在圖5中為一^tlt輪廓100 中的單一射線和104示出了射線路徑108，其穿過FOV 102中的N個(gè)像素。該 射線和104的衰減值(P)在這N個(gè)像素之間被相等地分割 un=(PXl)/N (1)式中u n是分配給具有N個(gè)像素的射線路徑中的第n個(gè)像素的衰減值。明顯地，在FOV102中的衰M^均勻的這一假設(shè)是不正確的。然而，如本 領(lǐng)域中所公知的，如果對(duì)每一^W輪廓廳做出特定的校正，且在相應(yīng)數(shù)量 的投影角度上獲取足夠數(shù)量的輪廓，夷P么由這，誤假設(shè)所弓胞的誤差會(huì)被減 到最小，且圖像偽像得到抑制。在通常的圖像重構(gòu)的濾波反投影方法中，通常 要求約400個(gè)到1000個(gè)視圖，以充分地抑制2D CT圖像中的圖像偽像。存在多個(gè)臨床應(yīng)用，其中不能得到獲取大量視圖所需的時(shí)間。例如，在時(shí) 間^f,血管造影術(shù)(time-resolved angiography)中，隨著造影劑t腿所關(guān)注區(qū)域， 獲得了一系列圖像。要盡可能快地獲得每一個(gè)圖像，以獲得一系列示出造影劑 流動(dòng)的快照。在成像需要心臟選通(cardiac gating)以抑制運(yùn)動(dòng)偽像的心臟冠狀 動(dòng)脈或其它血管時(shí)，該應(yīng)用尤其有吸引力。在計(jì)tm旋轉(zhuǎn)血管造影術(shù)(CRA)中，使用計(jì)算機(jī)旋轉(zhuǎn)血管造影術(shù)系統(tǒng)， 例如由Fahrig、 Lownie禾口 Holdsworth所描述的(Use of a C-Arm system to generate True 3DComputed tomography Rotational Angiograms:' Preliminaty in vitro and in vivo Results (使用C臂(C-ARM)系統(tǒng)以產(chǎn)生真實(shí)3D計(jì)算機(jī)斷層造影旋轉(zhuǎn)血 管造影術(shù);初步的體內(nèi)和體外結(jié)果)R.Fahrig、S.Lownie和DWHoldswo我AJNR 18:1507-154， 1997年9月)，以在造影劑的吸收期間獲得一系列三維圖像。因?yàn)?希望盡可能快地獲取用該設(shè)備獲得的三維數(shù)據(jù)集，以便在動(dòng)態(tài)研究過程中提供 及時(shí)^)ff率，僅為每一個(gè)圖像獲取120個(gè)投影角度或視圖。這比奈奎斯待采樣 定理所要求的少得多。因此，由單一M集重構(gòu)的血管造影照片包含條紋偽像。由于由i^X寸照注入方法掛共的脈管系鄉(xiāng)M比度低下，這些條紋偽像使得CRA法不可能用于靜脈內(nèi)血管造影術(shù)。使用x射線CT的另一個(gè)問題^( 在掃描期間承受的x射線劑量。為了 獲得較高的^f摔和無偽像的圖像，必須以足夠高的x射線束強(qiáng)度來獲得許多 視圖，以便以所希望的信噪比(SNR)來重構(gòu)圖像?？梢訫減小波束強(qiáng)度或 減小所需的視圖數(shù)量來減小齊U量7jC平，但任意一個(gè)步驟都同時(shí)降低所重構(gòu)的圖 像的SNR。發(fā)明捐M本發(fā)明是一種用于重構(gòu)CT圖像的新方法，具體地，是一種M的反投影 方法。獲得并重構(gòu)一個(gè)合成的圖像，以提供被成像對(duì)象的先驗(yàn)的知識(shí)。在所獲 得圖像的反投影期間4頓該合成圖像，來力敝反投影衰微據(jù)的分布。結(jié)果， 可以用較少的，投影視圖或用以較低x射線劑量獲得的投影視圖來重構(gòu)高質(zhì) 量的CT圖像。本發(fā)明的發(fā)現(xiàn)是如，F(xiàn)OV 102中的x射線衰減輪廓的先驗(yàn)知識(shí)被用于反 投影過程中，而不是假設(shè)的均勻衰減輪廓，那么就可以用少得多的衰減輪廓來 產(chǎn)生優(yōu)質(zhì)的CT圖像。例如，參考圖6，可以已知在FOV102中的衰減輪廓包括 諸如血管110和112之類的結(jié)構(gòu)。如果是這樣的情況，則當(dāng)反投影射線路徑108 穿過這些結(jié)構(gòu)時(shí)，M31將分布加權(quán)為在每一個(gè)射線路徑像素位置的已知衰減輪 廓的函數(shù)，可以獲得在該像素路徑中的射線和104的更準(zhǔn)確的分布。結(jié)果，在 圖6的實(shí)例中大部分射線和104會(huì)分布在與結(jié)構(gòu)110和112相交的射線路徑像 素中。對(duì)于具有N個(gè)像素的反投影射線路徑108，這可以如下來表示<formula>formula see original document page 10</formula>" (2) 其中P^M線和衰減值；及Q^在沿著反投影射線路徑的第n個(gè)像素的先驗(yàn)合成圖像的衰減值。 在等式(2)中的分子用合成圖像中的相i^減《動(dòng)[l權(quán)每一個(gè)像素，而分母對(duì)該值進(jìn)行歸一化，以便全部反投影射線和借助于該過程被給予相等的加權(quán)。 應(yīng)注意，盡管可以在反投影后單獨(dú)地在每個(gè)像素上執(zhí)行歸一化，但在許多臨床應(yīng)用中，在反投影之前歸一化射線和衰減值P要容易得多。在此情況下，通過除以在相同視角穿過合成圖像的投影中的相應(yīng)值Pc來歸一化射線和P。針 對(duì)每個(gè)視角的歸一化的射線和P/Pc被反投影并求和，以構(gòu)成無約束的圖像，所 得無約束的圖像隨后被乘以合成圖像。對(duì)于以視角e和d)表征的單一3D投f斜見圖，在

圖14中以繪圖示出了高度 約束的反投影的3D實(shí)施例。該投影圖是沿軸16反投影的，并在沿反投影軸16 的距離r散布在氡(Radon)平面21中。作為在其中投影信號(hào)值被濾波并均勻的分 布在連續(xù)的氡平面中的^M反投影的替代，是沿著軸16用在合成圖像中的信息 將投影信號(hào)值分布在氡平面21中。在圖14實(shí)施例中的合成圖像包含血管18和 20。基于在合成圖像中的相應(yīng)位置x、 y、 z的值，加權(quán)的衰減值被安置在氡平 面21中的圖像位置x、 y、 z上。這是反投影射線和值P與相應(yīng)合成圖像像素值 的簡(jiǎn)單相乘。隨后通過將乘積除以依據(jù)合成圖像的相應(yīng)圖像空間投影視圖的射 線和衰減值來歸一化該乘積。用于3D重構(gòu)的公式是<formula>formula see original document page 11</formula> (2a)其中和("是在被重構(gòu)的圖像幀中的全部投影，用在對(duì)于該平面適當(dāng)?shù)膔、 0、 4)值的投影射線和值P(r，e，4))來計(jì)算在特定氡平面中的x、 y、 z值。Pc(r, 6 ,4))是來自合成圖像的相應(yīng)射線和衰減值，C(x，y，z) (r,e,)是在(r, e , 4>)的合成圖 像值。本發(fā)明的另一個(gè)發(fā)現(xiàn)是存在多個(gè)臨床應(yīng)用，其中有先驗(yàn)的信息可用、且可 用以重構(gòu)合成圖像并用于增強(qiáng)圖像的重構(gòu)。當(dāng)在動(dòng)態(tài)研究中獲得一系列時(shí)間分 辨的圖像時(shí)，每一個(gè)圖像幀都可以用非常有限的一組所獲得的視圖來重構(gòu)，以 便增加研究的時(shí)間^^率。為了使用本發(fā)明的高度受約束的反投影重構(gòu)法，每 一個(gè)這種圖像幀視圖組都用以與其它圖像幀獲得的視圖相交錯(cuò)。在已經(jīng)獲得了 多個(gè)圖像幀之后，足夠數(shù)量的不同的交錯(cuò)的視圖可以被用于重構(gòu)優(yōu)質(zhì)的合成圖 像。本發(fā)明的另一個(gè)目的是在沒有圖像SNR較大損失的情況下，允許以較低x 射線劑量來獲得圖像。通過使用本發(fā)明高度受約束的反投影方法中的高SNR合 成圖像，由投影視圖的較低劑量組重構(gòu)的圖像幀的SNRl皮顯著地提高。例如， 在灌注研究中，在其中流入組織中的造影劑被反復(fù)成像，在研究期間可以獲得 高SNR復(fù)合圖像，并可以獲得一系列低劑量圖像幀。艦用高SNR復(fù)合圖像 來重構(gòu)每一個(gè)圖像幀，每一個(gè)圖像幀的SNR充分地被增大。閱讀以下的說明，本發(fā)明的前述和其它目的及優(yōu)勢(shì)將會(huì)顯現(xiàn)。在說明中， 會(huì)參考構(gòu)成其一部分的附圖，其中以圖示方式揭示了本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施方式。 但是。這樣的實(shí)施方式未必代表本發(fā)明的全部范圍，因此，會(huì)參考權(quán)利要求及 這里的說明來解釋本發(fā)明的范圍。附圖的簡(jiǎn)要說明圖1是可以用于實(shí)施本發(fā)明的第一類型CT設(shè)備的透視圖； 圖2是可以用于控制圖1的CT設(shè)備的CT控帝係統(tǒng)的框圖； 圖3是可以用于實(shí)施本發(fā)明的第二類型CT設(shè)備的透視圖； 圖4是在連續(xù)圖像幀中交錯(cuò)獲得投餅見圖的圖形說明； 圖5是常規(guī)反投影圖像重構(gòu)方法的圖示表示；圖6是根據(jù)本發(fā)明的高度受約束的反投影圖像重構(gòu)方法的圖示表示； 圖7是可以用于實(shí)施本發(fā)明的第三類型CT設(shè)備的圖示表示； 圖8是用于實(shí)施本發(fā)明的一個(gè)雌方法的流程圖； 圖9是構(gòu)成圖8所示方法的一部分的幀圖像重構(gòu)方法的流程圖； 圖10是用于掛共 合成圖像的方法的圖示表示； 圖11是用于實(shí)施本發(fā)明的另一個(gè),方法的流程圖； 圖12是用于實(shí)施本發(fā)明的又另一個(gè) 方法的流程圖； 圖13A和13B是可以用于實(shí)施本發(fā)明的另一個(gè)CT設(shè)備的圖示表示； 圖14是根據(jù)本發(fā)明的3D反投影圖像重構(gòu)的圖示表示； 圖15是用來實(shí)施用于實(shí)施本發(fā)明的一種方法的合成圖像重復(fù)投影步驟的 圖示表示；及圖16是用于以圖13的CT設(shè)備來實(shí)施本發(fā)明的另一個(gè)方法的流程圖。 i^實(shí)施例的詳細(xì)說明首先參考圖1和2，計(jì)算機(jī)斷層造影(CT)成像系統(tǒng)10包括門架12，其 是"第三代"CT掃描設(shè)備的代表。門架12具有x射線源13，其向在門架相對(duì) 側(cè)的檢測(cè)器陣列16方謝出x射線14的扇形波束或圓錐形棘。由多個(gè)檢測(cè)器 元件18構(gòu)鵬測(cè)器陣列16，它們一起翻撈過病人15的所方鄉(xiāng)的x射線。每 一個(gè)檢測(cè)器元件18產(chǎn)生一個(gè)電信號(hào)，其表示照射x射線波束的強(qiáng)度，因而表示其穿過病人時(shí)的波束衰減。在獲得x射線投影數(shù)據(jù)的掃描過程中，門架12和安 裝在其上的部件圍繞位于病人15內(nèi)部的旋轉(zhuǎn)中心19旋轉(zhuǎn)。門架的旋轉(zhuǎn)和x射線源13的操作由CT系統(tǒng)的控制機(jī)構(gòu)20來管理。控制 機(jī)構(gòu)20包括x射線控制器22和門架電機(jī)控制器23， x射線控制器22向x射線 源13提供電能和時(shí)荊言號(hào)，門架電機(jī)控制器23控制門架12的旋魏度和位置。 在控制機(jī)構(gòu)20中的 獲取系統(tǒng)(DAS) 24采樣來自檢測(cè)器元件18的模擬數(shù) 據(jù)，并將數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號(hào)，用于隨后的處理。圖像重構(gòu)器25從DAS24接 樣并數(shù)字化的x射線數(shù)據(jù)，并根據(jù)本發(fā)明方法執(zhí)行高速圖像重構(gòu)。重構(gòu)的 圖像作為輸入應(yīng)用至計(jì)算機(jī)26，其在大容量存儲(chǔ)設(shè)備29中存儲(chǔ)該圖像。計(jì)算機(jī)26 3at過具有鍵盤的控制臺(tái)30從操作員處接收命令和掃描參數(shù)。 相關(guān)的陰極射線管顯示器32使操作員可觀察來自計(jì)算機(jī)26的重構(gòu)圖像和其它 數(shù)據(jù)。操作員掛共的命令和參數(shù)被計(jì)算機(jī)26用來向DAS 24、 x射線控制器22 和門架電機(jī)控制器23JH^空制信號(hào)和信息。另外，計(jì)算機(jī)26操縱工作臺(tái)電機(jī) 控制器34，其控制機(jī)動(dòng)化的工作臺(tái)36將病人15置于門架12中。參考圖3，可以采用本發(fā)明的CT掃描設(shè)備的第二實(shí)施例包括C臂40， 二 維檢測(cè)器44和X射線源42安裝到C臂上。在這里，病人42同樣被置于工作 臺(tái)46上。C臂40可旋轉(zhuǎn)地安裝于底座45，通過圍繞規(guī)定的軸47旋轉(zhuǎn)X射線 源和檢測(cè)器44來獲得用于生成三維圖像的數(shù)據(jù)。圖3所示類型的CT掃描設(shè)備 在血管造影術(shù)中尤其有用，參見使用C臂系統(tǒng)以產(chǎn)生真實(shí)3D計(jì)tm斷層造影 旋轉(zhuǎn)血管造影術(shù)；主要在試管內(nèi)和試管內(nèi)結(jié)果RFahrig,S.Lownie,和DW Holdsworth，AJNR 18:1507-154， 1997年9月。在上述CT系統(tǒng)中，在掃描期間，單一 x射線源圍纟M象旋轉(zhuǎn)，每一個(gè)獲 得的圖像幀的時(shí)間5)f,率受到旋轉(zhuǎn)門架經(jīng)過一定角度所需的時(shí)間柳蹄ij。當(dāng)獲 得采樣不足的數(shù)據(jù)集以便使獲得的投影視圖均勻間隔并跨越足夠的角度范圍 時(shí)，這是必要的。研究發(fā)現(xiàn)，當(dāng)在采樣不足的數(shù)據(jù)集中所獲得的投影視圖均勻 間隔時(shí)，點(diǎn)擴(kuò)展函數(shù)是非常好的，偽像僅在距FOV中心的一定距離時(shí)才開始出 現(xiàn)。為了在動(dòng)態(tài)研究期間獲得非常高的時(shí)間^f,率，必須在很短的時(shí)間幀中獲 得每一組等距間隔的投影視圖。這是以圖7所示的CT系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)的。不是圍繞 FOV 100移動(dòng)單一 x射線源，而是將一組分離的x射線源102均勻布置在FOV100的周圍。固定的2D檢測(cè)器環(huán)104也均勻設(shè)置在FOV 100的周圍，其各部分 接收并測(cè)量由在FOV 100的相對(duì)頂啲一個(gè)x射線源102產(chǎn)生的一個(gè)投影視圖， 如一個(gè)射線源102用虛線106指明0例如由Robb,RA.、 E.A.Hoffinan、 L.J.Sinak、 L.D.Harris和E.L.Ritman在"高i!H維X射線計(jì)算機(jī)斷層造影動(dòng)態(tài)空間重構(gòu) 器(High-Speed Three-Dimensional X-ray Computed Tomography: The Dynamic Spatial Reconstructor)" Proceedings ofthe正EE 71:308-319 (三月)1983 —文中所 描述的梅奧(mayo)臨床動(dòng)態(tài)空間重構(gòu)可以用于該目的。通迪頃序得以0.5毫秒的時(shí)間會(huì)飾一個(gè)x射線源102通電，并從檢測(cè)器104 讀取衰M^廓，可用該CT系統(tǒng)獲得一個(gè)圖像幀。僅需8毫秒即可獲得完整的圖 像幀，隨后x射線源102的環(huán)l戯定轉(zhuǎn)一個(gè)小角度，以來獲得交錯(cuò)的投影輪廓的 下一幀。如上所述的掃描設(shè)備可以用于自象的造影增強(qiáng)動(dòng)^5開究過程中產(chǎn)生時(shí)間 分辨的血管造影照片。執(zhí)行初始旋轉(zhuǎn)以獲得預(yù)注入掩模，其可以用于消除骨骼 的影響和相繼獲得的圖像的偽像。在獲得了預(yù)注入掩模 之后，注A3t影劑， 優(yōu)選的是碘?？梢酝∕常的動(dòng)脈注射來注入碘，但優(yōu)選的引入靜脈內(nèi)，從而 減小病人的侵入感和過程不適感。接下來，獲得計(jì)算機(jī)斷層造影血管造影術(shù) (CTA)的時(shí)間序列圖像，以成像身體中選擇的所關(guān)注區(qū)域。并不是精確地調(diào) 整造影齊倒達(dá)被成像的脈管系統(tǒng)中的時(shí)間，CTA動(dòng)態(tài)研究的策略是在造影劑給 藥期間獲得一系列的圖像幀。醫(yī)師隨后會(huì)g夠選擇系列中的明卜個(gè)圖像最好地顯 示了所關(guān)注的脈管系統(tǒng)。除了圖像質(zhì)量和^f摔之外，在CTA動(dòng)態(tài)研究中的一 個(gè)重要標(biāo)準(zhǔn)是可以獲得圖像的速度。這被稱為時(shí)間分辨率，并且具有較高時(shí)間 ^D摔的研究增加了獲得具有所關(guān)注脈管系統(tǒng)中峰值對(duì)比度的圖像的概率。通過減小在CTA動(dòng)態(tài)研究中為每一個(gè)圖像幀獲得的投影 增大時(shí)間分 辨率。如果為每一個(gè)圖像幀獲得的投影與為其它圖像幀獲得的投影交錯(cuò)，就可 以通過組合投影來重構(gòu)優(yōu)質(zhì)的合成圖像。參考圖4，例如，如果充分釆樣具有半 徑R的k空間體積要求M個(gè)投影，這M個(gè)投影就可以被分割為幾組交錯(cuò)的等間隔投影視圖，并且每一組都被用于獲得一個(gè)圖像幀。第一組投影視圖的采樣 軌跡可以由例如點(diǎn)線230來表示，第二組由短劃線232表示，第三組由直線234 表示明，其它圖像 組以此類推，直到獲得所需要的M個(gè)交錯(cuò)的投影。M個(gè) 所獲得的投影以半徑R對(duì)k空間充分采樣，并被用于MJ優(yōu)質(zhì)的合成圖像。該合成圖像隨后被用于用本發(fā)明的高度受約束的反投影方法，由交錯(cuò)的投M圖 的各個(gè)纟tt重構(gòu)時(shí)間力，的圖像幀。當(dāng)目標(biāo)是降低X射線劑量時(shí)，也可以使用相同的過程。獲得每一個(gè)圖像幀 時(shí)都用較少的投影視圖，因而用較低的X射線劑量。通過從高SNR合成圖像傳送SNR的高度受約束的反投影法，避免了否則就可能會(huì)出現(xiàn)的圖像SNR的損 失。具體參考圖8，示出的本發(fā)明的實(shí)施例是，當(dāng)戶，定的生理事件出現(xiàn)M 象中時(shí)，獲得了一系列時(shí)間分辨的圖像幀。在此例中，生理事件，象心動(dòng)周 期的階段，其由EGC監(jiān)視器產(chǎn)生的心臟^1信號(hào)指示。首先，如在過程±央300 中所示，在造影劑注入之前獲得掩模圖像。在該過程中該點(diǎn)上，時(shí)間不是關(guān)鍵 因素，在接收到心臟選通信號(hào)之后，在所選定的心臟階段執(zhí)行完整的充分采樣 的獲取。在獲得了掩模圖像之后，造影劑被注入，如過程±央302所示。隨后^A— 個(gè)循環(huán)，其中隨著造影劑流入所關(guān)注區(qū)域中，將獲得一系歹帥貞圖像。如過程塊 304所示，在與掩模圖像相同的心臟階段獲得一個(gè)O臟選通的圖像幀。用圖7 所示的多源系統(tǒng)，例如，可以在單個(gè)8毫秒獲取中獲得魏的圖像幀，隨后將 源102旋轉(zhuǎn)至lj另一個(gè)交錯(cuò)的^g，如過程土央306所示。當(dāng)已經(jīng)獲得了最后圖像 幀時(shí)，如過程±央308所示，過程的獲取階段完成，圖像St勾開始。在重構(gòu)時(shí)間^D糊圖像幀之前，重構(gòu)高分別率合成圖像，如過程塊310所 示。這是常規(guī)濾波的反投影重構(gòu)，使用在全部的獲得的圖像幀中的交錯(cuò)投影。 由于在交錯(cuò)的視圖角度獲得圖像幀，它們集#$|供了 k空間的完 樣，可以 用常規(guī)圖像重構(gòu)方法來產(chǎn)生無偽像的合成圖像。由于合成圖像被用于重構(gòu)每一 個(gè)圖像幀，通過從它減去對(duì)照之前的掩模圖像以消除固定組織來"編輯"合成 圖像，如過程塊312所示。另外，為了掛共高度受約束的圖像重構(gòu)過禾舒膽循 的稀疏的數(shù)據(jù)集，在每一個(gè)獲得的圖像幀中的單個(gè)投影視圖都從其減去了來自 掩模圖像的相應(yīng)的投影視圖。時(shí)間分辨的圖像幀序列隨后被重構(gòu)并顯示。進(jìn)入一個(gè)循環(huán)，在該循環(huán)中使 用本發(fā)明的高度受約束的反投影方^^反投影構(gòu)成圖像幀的有限的視圖組，如 過程i央314所示。如以下將參考圖9更詳細(xì)地說明的，每一個(gè)圖像幀都如在316 所^行處理，直至如決策i央318所確定最后一個(gè)圖像幀被重構(gòu)。隨后可以顯示重構(gòu)的圖像幀，如在過程±央320所示。用戶可以播放完整的圖像幀序列以觀 察造影劑流入到所關(guān)注的脈管系統(tǒng)，或者用戶也可以選擇一個(gè)或多個(gè)圖像幀， 呈現(xiàn)最佳的診斷信息。還可以組合相繼的圖像幀，以改善圖像SNR，且當(dāng)產(chǎn)生了3D圖像時(shí)，通 常從它們產(chǎn)生2D MP投影圖像。在，實(shí)施例中，使用在掃描的動(dòng)態(tài)階段期間所獲得的交錯(cuò)的投影組來構(gòu) 成合成圖像?？梢栽跇?gòu)成合成圖像中使用所獲得的投影的全部組，當(dāng)掃描的動(dòng) 態(tài)階段延伸了較長(zhǎng)的時(shí)間期間時(shí)，這會(huì)包括在相同投影角度獲得的一組或多組 投影。在此情況下，對(duì)重復(fù)的投影視圖中的相應(yīng)值取平均以改善SNR。另一方面，還存在一些臨床應(yīng)用，其中并未使用全部所獲得的交錯(cuò)投影的 組來重構(gòu)合成圖像。例如，當(dāng)使用造影劑時(shí)，在動(dòng)態(tài)研究期間的不同時(shí)間，對(duì) 象看起來相當(dāng)不同。為了反映對(duì)象中的這種變化，可以用少于所獲得的全部投 影的組來重構(gòu)一個(gè)合成圖像，以便合成圖像^i:變化中的X^的最新狀態(tài)。CTA 掃描的這個(gè)變化在圖10中被示出，在這里塊245—252表明發(fā)生在動(dòng)態(tài)研究期 間的相繼圖像幀的獲取。如果要重構(gòu)的下一個(gè)圖像幀由±央249來表示，通過將 11=3個(gè)以前所獲得的圖像幀與當(dāng)前圖像幀相組合可以構(gòu)成最新的合成圖像。更具 體地，n個(gè)先前圖像幀和當(dāng)前圖像幀的交錯(cuò)的k空間投影視圖如過程塊252所示 地被組合，最新的合成圖像就依據(jù)這，影組而被重構(gòu)，如過程塊254所示。 在隨后的圖像幀249的高度受約束的反投影過程中，如過程塊212所示，j頓 最新的合成圖像。
仍然參考圖IO， Mn個(gè)先前所獲得的圖像幀和當(dāng)前圖像幀的窗 口來構(gòu)成最新的合成圖像，它非常準(zhǔn)確地反映了被檢查鄉(xiāng)的當(dāng)前狀態(tài)。當(dāng)對(duì) 象中的變化發(fā)生得相對(duì)較慢時(shí)，可以增大n以包括更多先前所獲得的圖像幀。 這樣可改善所得的最新合成圖像的質(zhì)量。另一方面，當(dāng)對(duì)象中的變化發(fā)生得快 時(shí)，可以將n減小到n=l個(gè)圖像幀，以便適當(dāng)?shù)姆从潮怀上瘢恼鎸?shí)狀態(tài)。 這樣，在高SNR為一方而動(dòng)態(tài)變化的更準(zhǔn)確描述為另一方之間就有一個(gè)折衷， 皆源于n的選擇。如果是在完成動(dòng)態(tài)掃描后重構(gòu)圖像幀，則用于更新合成圖像的所獲得的圖 像幀窗口可以延伸包括那些在當(dāng)前圖像幀之后獲得的圖像幀。例如，可以以被 重構(gòu)的圖像幀為窗口中心，在當(dāng)前圖像幀的前后所獲得的其它圖像幀基本上等量。或者，當(dāng)前圖像幀可以在窗口之初獲得。在這種所獲得的圖像幀的后處理 中，多個(gè)不同圖像幀可以被重構(gòu)，其中可以改變窗口尺寸和窗口相對(duì)于當(dāng)前圖 像幀的定位，以獲得最佳結(jié)果。
還有一些臨床應(yīng)用，其中可以由在掃描動(dòng)態(tài)獲取階段之前所獲得的投影來 重構(gòu)合成圖像。在圖11中示出了這樣的過程，其中在開始時(shí)獲得了高^M率和
高SNR合成圖像，如在過程塊260所示，并且是用常規(guī)濾波的反投影方&^重 構(gòu)的，如在過程±央262所示。隨后34A—個(gè)循環(huán)，在循環(huán)中盡可能快地獲得并 顯示圖像幀。
如在過程±央264所示，如上0M地以最少數(shù)量的投夢(mèng)^見圖獲得圖像幀。如 在過程塊266所示，這，影與合成圖像對(duì)齊(aligned)，準(zhǔn)(registered)，以 測(cè)量對(duì)象的平移和旋轉(zhuǎn)運(yùn)動(dòng)。這個(gè)運(yùn)動(dòng)信息被用于移動(dòng)合成圖像，以便使其與 X豫的當(dāng)前位置對(duì)齊，隨后用在高度受約束的反投影方法用對(duì)準(zhǔn)的(registered) 合成圖像來重構(gòu)圖像幀，如在過程i央268所示。如在過程決270所示，顯示幀 圖像，而系統(tǒng)在決策±央272出形成分支以獲得下一幀圖像，如在過程i央274所 示。可以意識(shí)到，如果使用圖7所示的在8毫秒中獲得一幀圖像的CT系統(tǒng)來實(shí) 施本發(fā)明的該實(shí)施例，就可以以最高每秒125幀的速度產(chǎn)生幀圖像，這取決于 用于提供近乎實(shí)時(shí)的對(duì)象圖像的計(jì)算能力。
具體參考圖9，使用本發(fā)明的高度受約束的反投影方法，在上述全部實(shí)施 例中重構(gòu)圖像幀。盡管有多種不同方式使用本發(fā)明來重構(gòu)圖像幀，在 實(shí)施 例中，在加權(quán)反投影之前要執(zhí)行歸一化處理。如在過程±央326和圖15所示，對(duì) 于在當(dāng)前圖像幀中的每一個(gè)衰減輪廓P，在同一視圖角度計(jì)算一個(gè)相應(yīng)的合成圖 像衰M^廓Pc。合成圖像的這個(gè)重新投影(reprojection)是一愧變換(Radon transformation),如同在"計(jì)算機(jī)斷層造影術(shù)原理:設(shè)計(jì)、偽像、和最近的發(fā)展 (Computed Tomography Principles: Design, Artifacts, and Recent Advances) "， Jiang HsichSP正Press^2003,第3章中戶，的。
隨后進(jìn)入一個(gè)循環(huán)，其中在過程決328對(duì)每一個(gè)圖像幀衰皿廓做歸一化 處理、在過程塊330進(jìn)行反投影、并在過程塊332與未受約束的圖像幀求和。 更具體地，通過將每一個(gè)衰繊t線和P除以在相同視圖角度的合成圖像再次投 影中相應(yīng)的衰繊寸線和Pc來歸一化圖像幀衰減輪廓。該歸一化衰減輪廓隨后以 通常的方式被反投影，但不進(jìn)行任何濾波處理。所得到的未受約束的圖像值與來自用于當(dāng)前圖像幀的其它衰M^廓求和。
當(dāng)按照在決策±央334所確定的，用于當(dāng)前圖像幀的最后的衰M^廓已經(jīng)被
處理后，用復(fù)合圖像來約束重構(gòu)的未受約束的圖像幀，如在過程±央338所示。
這是常規(guī)矩陣乘法，其中在未受約束的圖像幀中的像素被乘以在合成圖像中的 相應(yīng)像素值。與以前的圖像重構(gòu)方法形成對(duì)照，當(dāng)使用本發(fā)明的重構(gòu)方法時(shí)， 需要的投影少得多，從而可以非常aii的產(chǎn)生圖像幀。源于采樣不足的圖像偽
像得到抑制，合成圖像的較高SNR^^給重構(gòu)的圖像幀。
顯而易見，本發(fā)明可以用于許多不同類型的x射線CT系統(tǒng)和許多不同的 臨床應(yīng)用中。對(duì)于必須以最少的投影數(shù)據(jù)快速產(chǎn)生圖像幀的情況，本發(fā)明尤其 具有優(yōu)勢(shì)。在一些應(yīng)用中，可以以高^f摔和SNR來對(duì)蟲獲得合成圖像，而在 其它應(yīng)用中，可以由在關(guān)鍵時(shí)間，在掃描的動(dòng)態(tài)階段期間所獲得的投影來形成 合成圖像。
一種x射線劑量會(huì)是一個(gè)重要問題的臨床應(yīng)用是灌注成像。在該臨床過程 中，獲得一掩模圖像，且隨后給對(duì)象施用造影劑。隨著造影劑流入所關(guān)注的組 織(例如在腫瘤或動(dòng)脈阻滯(arterial blockage)區(qū)域中的組織)，獲得一系列圖 像，可以由其計(jì)算與組織健康有關(guān)的參數(shù)。在4頓常規(guī)重構(gòu)方法的典型掃描中， 可以為掩模圖像獲得400個(gè)投餅見圖，隨著造影劑^A組織，獲得20到50個(gè) 圖像幀中的每一個(gè)。這是相當(dāng)大的x射線輻射，對(duì)于許多兒科應(yīng)用來說是被認(rèn) 為是過量的。
在圖12中示出了根據(jù)本發(fā)明使用在圖1或3中公開的系統(tǒng)的灌注法研究。 執(zhí)行初始旋轉(zhuǎn)，以獲得如在過程塊400所示的注入前掩模。該掩模圖像以全x 射線劑量來獲得。在獲得注入前圖像數(shù)據(jù)后，如在過程±央402所示，施用造影 齊U。造影劑可以通3iM常的動(dòng)脈注射被注入，但tW的在靜脈內(nèi)引入，由此減 小病人的侵害感和過程的不適感。
如在過程±央404所示，隨后以低劑量獲得一系列圖像幀。在第一tte實(shí)施 例中，M過旋轉(zhuǎn)門架、并在旋轉(zhuǎn)期間獲得數(shù)量較少的投影視圖來實(shí)現(xiàn)。例如， 盡管在正常掃描期間可以獲得400個(gè)投影視圖，但在該低劑量獲取期間僅獲得 40個(gè)投影視圖。如在決策塊408所確定，如在過程±央306所示的，重鼓至獲 得全部想要的圖像幀。然而，盡管可以為每一個(gè)圖像幀獲得40個(gè)視圖，但它們 是不同的視圖。更具體地，為每一個(gè)圖像幀獲得的投影視圖是等間隔的，并與為其它圖像幀所獲得的投穀見圖相交錯(cuò)。
在該實(shí)施例中的每一個(gè)圖像幀包括數(shù)量較少的投影視圖(例如，40個(gè)視 圖)。結(jié)果，對(duì)象接收的X射線劑量只有為每一個(gè)圖像幀獲得完全采樣的圖像(例 如400個(gè)視圖)的情況下所接收的X射線劑量的十分之一。
在問題的第二M軍決方法中，每一個(gè)圖像幀獲得完整的一組400個(gè)投影視 圖。然而，在劍軍決方法中，通過減小由x射線源產(chǎn)生的x射線束的5雖來向 X豫傳送較低的x射線劑量。鄉(xiāng)常M減小x射線管電流來實(shí)現(xiàn)。當(dāng)然，通 過以這種方式減小x射線束強(qiáng)度，可以預(yù)見到所得重構(gòu)圖像的SNR被減小相應(yīng) 的量。然而，通艦行如下戶脫的高度受約束的反投影，損失的SNR得以收復(fù)。
在用上述任一低劑量方法獲得圖像幀之后，獲得的掩模投影視圖被減去， 如在過程i央410所示。這是從每一個(gè)所獲得的圖像幀投影視圖中的衰減值減去 在相同視圖角度獲得的掩模圖像投影中的相應(yīng)衰減值。結(jié)果得到的圖像幀投影 視圖指示在由造影劑灌注到被檢査組織中所弓跑的x射線衰減中的差異。
在重構(gòu)灌注(perfusion)圖像之前，如在過程決412所示，重構(gòu)高^l)辛率 合成圖像。這是使用來自全部所獲得的圖像幀的不同投影視圖的常規(guī)濾波的反 投影重構(gòu)。由于在第一實(shí)施例中是以交錯(cuò)的視圖角度獲得圖像幀，它們集體提 供完整的氡空間(Radonspace)采樣，可以用標(biāo)準(zhǔn)重構(gòu)方fe^產(chǎn)生無偽像、高SNR 的合成圖像。在上述第二解決方法中，為每一個(gè)圖像幀獲得的相應(yīng)低劑量視圖 被平均化，以提供比由低劑量視圖的一個(gè)完整組所產(chǎn)生的合成圖像的SNR更高 的合成圖像。
.時(shí)間力，的灌注圖像幀系列隨后被重構(gòu)并顯示。SA—個(gè)循環(huán)，其中用上 述的和在圖9中所示的高度受約束的方fe^反投影構(gòu)成一個(gè)圖像幀的不同視圖 的有限組，如在過程±央414所示。如在416所示，重構(gòu)每一個(gè)灌注圖像幀，如 在決策±央418所確定，直至最后的灌注圖像幀被St勾。隨后可以顯示重構(gòu)的灌 注圖像幀，如在過程決420所示，^進(jìn)一步處理，以 組織 狀況 的圖像。
通過使用本發(fā)明的高度受約束的圖像重構(gòu)方法，合成圖像的高SNR被傳送 給每一個(gè)重構(gòu)的圖像幀。因此可以以給病人低得多的x射線劑量來獲得每一個(gè) 圖像幀。在該具體實(shí)施例中，總x射線劑量被減小到幾乎是以前灌注成像方法 的十分之一。螺旋計(jì)算機(jī)斷層造影技術(shù)(CT)對(duì)于CT而言是一種比較新的方法，其允
許在膽穿過CT門架的同時(shí)連續(xù)i艦行數(shù)據(jù)收集。 x射線源和檢測(cè)器以連續(xù)的
視圖角度按所需的視圖在對(duì)象周圍旋轉(zhuǎn)，且對(duì)象緩慢地軸向移動(dòng)穿過門架。這
可劍共不中斷的x射線衰MW集。依據(jù)該數(shù)據(jù)，任意厚度的多個(gè)相鄰或重疊
切面可以被重構(gòu)，或可以重構(gòu)一，合的3D圖像。有了螺旋CT血管造影術(shù) (CTA)，通過在造影材料的靜脈注入后選，當(dāng)?shù)难舆t，可以選擇性的查看血 管結(jié)構(gòu)。這結(jié)得到了極佳的血管內(nèi)腔、狹小和損傷的顯影。獲得的數(shù)據(jù)隨后用 3D顯影技術(shù)(例如i科只透視圖、最大強(qiáng)度投影(MIP)、和陰影表面顯示)來顯 示，以^i共脈管系統(tǒng)的圖像。與常夫恤管造影斜目對(duì)照，CTA t維的，因此 給予了觀看者更多的自由度來從不同視點(diǎn)觀看脈管系統(tǒng)。
空間CTA所具有的一個(gè)問題是工作臺(tái)移動(dòng)的時(shí)序必須與造影劑藥劑通過 所關(guān)注的脈管系統(tǒng)的移動(dòng)相匹配。當(dāng)一些血管是"晚填充的"時(shí)候，該"藥劑 追趕"問題變得更困難，難以實(shí)現(xiàn)峰值造影增強(qiáng)。
該問題的一個(gè)解決方法是將本發(fā)明應(yīng)用在具有多個(gè)x射線源^X^S動(dòng) 的軸(z軸)分布的CT系紅，從而在造影齊硫入期間對(duì)所關(guān)注的齡3D體 謝瑰續(xù)地掃描。跑共此能力的CT系統(tǒng)在圖13A和13B中示出。
具體參考圖13A，檢測(cè)器陣列516是檢測(cè)器元件518的二維陣列，朝向x 射線源513排列成行和列。檢測(cè)器元件518可以是常規(guī)閃爍型x射線檢測(cè)器， 但也可以是電離型或CTZ檢測(cè)器，讀取速率至少是每秒三十幀。在雌實(shí)施例 中，檢測(cè)器陣列沿著z軸延伸125cm，其包含沿z軸的2048個(gè)檢測(cè)器元件和在 門架旋轉(zhuǎn)方向上的1024個(gè)元件。
與檢測(cè)器陣列516相對(duì)的是x射線源513，在該4腿實(shí)施例中，其包括電 子槍540和陽極組件542。如圖13B中最好地顯示的，陽極組件包括圓柱形陽 極544，由高Z材料如鉤制成，安裝成可由電機(jī)546旋轉(zhuǎn)。為了冠狀動(dòng)脈或靜 脈的應(yīng)用，陽極544具有30cm的長(zhǎng)度，其基本上定位于與延伸穿過門架中心的 z軸519平行。
相鄰于旋轉(zhuǎn)陽極544安裝的是固定的先于病人的準(zhǔn)直器548。準(zhǔn)直器548 由金屬構(gòu)成，其屏蔽的x射線、并包括向下延伸的楔形葉瓣550，這些葉瓣沿著 陽極544的長(zhǎng)度等距離的間隔開。陽極段在葉瓣550之間暴露，當(dāng)電子束撞擊 陽極段之一時(shí)，即產(chǎn)生x射線552的錐形波束，并在相鄰的準(zhǔn)直器葉瓣550之間延伸，進(jìn)入圓柱形FOV554中。電子束可以快速移動(dòng)以撞擊任一暴露的陽極 段，錐形波束552因此可以被以電子方式沿著z軸移動(dòng)到不同位置。在門架旋 轉(zhuǎn)時(shí)，陽極組件542也圍繞FOV 554旋轉(zhuǎn)。它產(chǎn)生的錐形波束552可以這樣以 任何視圖角度與FOV 554相交。如圖13B所示，如果錐形波束552的中心射線 由短劃線556來表示，且該中心射線與圓柱形ROI表面的交點(diǎn)是掃描點(diǎn)558， FOV554的掃描可以由掃描點(diǎn)558的路徑來定義。換句話說，F(xiàn)OV 554的掃 描模式由掃描點(diǎn)558沿如箭頭560所示的圓周方向圍繞圓柱形FOV 554的移動(dòng) —以及如由箭頭562所示沿著軸向即z軸的移動(dòng)來確定。
再次參考圖13A，陽極組件542和電子槍540被封裝在被抽真空的氣密外 殼(未示出)中。定位電子槍540，使來自槍540的電子束564撞擊陽極組件 542，以產(chǎn)生指向FOV 554的x射線錐開效束。電子槍540包括電子源(未示出)， 例如加熱的燈絲，以產(chǎn)生電子，電子形成電子束564并由維持在陽極組件542 與電子槍540之間的加速電壓引向陽極組件542。在電子槍540內(nèi)的靜電板或磁 軛(未示出)使電子束564偏轉(zhuǎn)，并允許其被電子地轉(zhuǎn)向至陽極組件542長(zhǎng)度 方向上的任何位置。這樣，電子束564可以被快速轉(zhuǎn)向以照腫沿其z軸范圍暴 露的任何一個(gè)陽極段。這種偏轉(zhuǎn)提供了 x射線錐皿束焦點(diǎn)幾乎瞬時(shí)的z軸移 動(dòng)，在錐形波束焦點(diǎn)沿z軸移動(dòng)至杯同陽極段的ffi上僅有的限制是要在任何 一段停留足夠長(zhǎng)的時(shí)間，以允許為所用的檢測(cè)器元件518產(chǎn)戰(zhàn)夠的x射線。 在當(dāng)前可用的CT掃描器中所用的檢測(cè)器元件可以以每秒三十個(gè)的速率獲得單 獨(dú)的衰減測(cè)量值，但可以預(yù)期，在以后，其測(cè)量速率會(huì)顯著增大。例如由佐藤 等人(Saito et al)在"用于3D CT 4DCT的大面積2D檢測(cè)器(Large Area 2D Detector For 3D CT 4DCT)"，醫(yī)學(xué)成像2001 (Medical Imaging 2001) :Physics of Medical Imaging,Proceedings of the SP正Vol.4320(2001)中描述了每秒讀取900幀 的912266個(gè)元件檢測(cè)器陣列。
盡管在i^實(shí)施例中使用了單個(gè)電子槍540，對(duì)于本領(lǐng)域技術(shù)人員應(yīng)顯而 易見的是可以為陽極組件542中的每一個(gè)z軸陽極段使用對(duì)蟲的電子槍。除 了引導(dǎo)單個(gè)電子束來沿z軸掃描外，在可選實(shí)施例中，諸單獨(dú)的電子束按照規(guī) 定被開閉，以沿z軸移動(dòng)x射線錐 ^束的焦點(diǎn)。
仍參考圖13A，為了將檢測(cè)器陣列516與外部輻射屏蔽，并由此減小撤共 預(yù)期SNR所需的總x射線劑量，準(zhǔn)直器570被布置在FOV 554與檢測(cè)器陣列516之間。準(zhǔn)直器網(wǎng)格570包括一組間隔的金屬墻，其沿Z軸延伸，并與相鄰檢
測(cè)器元件518之間的邊界對(duì)齊。這些墻吸收由外部源進(jìn)入的輻射，并Plih該輻 射射到檢測(cè)器元件518。目的是允許來自x射線源513的x射線iSA，同時(shí)阻擋 雜亂輻射。除了斷氏用于指定SNR的圖像所需的x射線劑量，減小x射線輻射
意味著可以沿z軸以更高速率掃描錐形波束。
為了用圖13A和13B的多源掃描器將本發(fā)明應(yīng)用于CTA掃描，F(xiàn)OV 554 被分割為多個(gè)區(qū)。每一個(gè)沿z軸519布置的錐形波束x射線源有一個(gè)區(qū)。如下 所述，為每一個(gè)區(qū)重構(gòu)單獨(dú)的合成圖像，并在一個(gè)區(qū)接著一個(gè)區(qū)的基礎(chǔ)上用這 些合成圖像重構(gòu)圖像幀。
具體參考圖16，在使用圖13A和B結(jié)構(gòu)的CTA掃描中的第一步是獲ff!S 模圖像，如在過程i央570所示。這是FOV554的完整掃描，包括由每一個(gè)x射 線源獲得的300個(gè)或更多個(gè)視圖。用常規(guī)錐形波束重構(gòu)方法，例如在以上Jiang Hsieh的書中第3章戶脫的，為每一個(gè)區(qū)重構(gòu)3D掩模圖像。
隨后施用造影劑，如在過程塊572所示的，并^A—個(gè)循環(huán)，在循環(huán)中隨 著造影劑流經(jīng)FOV554中的脈管系統(tǒng)獲得一系列圖像幀。更具體地，使門架旋 轉(zhuǎn)，為每一個(gè)x射線源位置獲得一個(gè)圖像幀，如在過程±央574所示的。這縣 樣非常不足的獲取，在180度的門架范圍內(nèi)為每一個(gè)x射線錐形波束x射線源 獲得30個(gè)等間隔的視圖角度。因?yàn)橐月晕⒉煌臅r(shí)間艦每一個(gè)源通電，盡管 檢測(cè)器陣列516是單個(gè)組件，但為每一個(gè)x射線源獲得的錐,束數(shù)據(jù)還是分 開的。如在過程±央576所示，獲得其它的圖像幀，直至如決策i央578所確定， 完成掃描。然而，每一個(gè)其它的圖像幀是以不同視圖角度獲得的，其中的視圖 角度與其它所獲得的圖像幀的視圖角度相交錯(cuò)。結(jié)果，在掃描完成時(shí)，每一個(gè) 錐形棘x射線源已經(jīng)為其各自的區(qū)獲得了充分采樣的錐形棘數(shù)據(jù)集。
如在過程決580所示，用在掃描期間獲得的全部視圖來重構(gòu)用于每一個(gè)區(qū) 的合成圖像。因?yàn)槿缟纤?，每一個(gè)區(qū)被充分采樣，與以上論述的掩模圖像重 構(gòu)一起，使用了常規(guī)錐形波束圖像重構(gòu)方法。如在過程決582所示，區(qū)的掩模 圖像隨后被從相應(yīng)區(qū)的合成圖像中減去。另外，為了提供更稀疏的數(shù)據(jù)集，在 所獲得的掩模中的投影視圖M/人獲得的圖像幀中的相應(yīng)投^1圖中減去。
接下來執(zhí)行圖像幀重構(gòu)。如在過程塊584所示，用上述的和在圖9中所示 的高度受約束的重構(gòu)方法為一個(gè)區(qū)重構(gòu)一個(gè)圖像幀。這是用相應(yīng)區(qū)的合成圖像，在圖像幀獲取期間由一個(gè)X射線源獲得的有限數(shù)量視圖的三維受約束的反投影。 盡管用于重構(gòu)每一個(gè)圖像幀的焦點(diǎn)位置數(shù)很小，但這被從每一個(gè)焦點(diǎn)位置發(fā)出 的大量射線路徑所補(bǔ)償。對(duì)于稀疏jfiL管造影或灌注數(shù)據(jù)的3D體的重構(gòu)來說，可 以獲得具有約300個(gè)焦點(diǎn)位置的良好結(jié)果。參見R3outchko、 GH.Chen、 C.A.Mistratta、 J.Hsieh、 S.K.Patch和RSenzig的Z-Scan: "Feasibility Study of an Ultra-Fast Volume CT Scanner (超快速體CT掃描器的可行性研究)"，F(xiàn)ully 3D meeting, St,MaJo,2003年5月。
如在過程i央586所示，為每一個(gè)區(qū)重構(gòu)圖像幀，當(dāng)如在決策i央588所確定， 已經(jīng)處理了最后的區(qū)時(shí)，下一個(gè)圖像幀被重構(gòu)，如在過程±央590所示。三維區(qū) 圖像幀可以被合并，以構(gòu)成整個(gè)FOV554的一個(gè)圖像幀。當(dāng)如在決策i央592所 確定，己重構(gòu)了最后的圖像幀時(shí)，合并后的圖像幀被存儲(chǔ)并顯示，如在過程±央 594所示。
還有可以應(yīng)用本發(fā)明的其它臨床應(yīng)用。例如，冠，流量?jī)?chǔ)備的確定涉及 兩個(gè)系列圖像幀的獲取， 一個(gè)是在施用引起血管舒張的物質(zhì)之前，例如雙嘧哌 胺醇(dipyridamole),另一個(gè)是緊接在施用血管舒張藥之后。第一時(shí)間系列的心 臟圖像在獲得掩模圖像和造影劑注A^后獲得。在造影劑第一次流經(jīng)心臟期間， 以降低的劑量來獲得這些心臟圖像幀。施用血管舒張藥，在造影劑注入后獲得 第二系列的低齊糧心臟圖像幀。由第一系列交錯(cuò)的心臟圖像幀重構(gòu)合成圖像， 其被用于根據(jù)本發(fā)明的高度受約束的反投影方法重構(gòu)第一系列中每一個(gè)1>臟圖 像幀。隨后由第二系列中的低劑量心臟圖像幀重構(gòu)第二合成圖像。該第二合成 圖像被用于根據(jù)本發(fā)明的高度受約束的反投影方法重構(gòu)第二系列中的每一個(gè)心 臟圖像幀。反映平均轉(zhuǎn)換時(shí)間(MMT)和血管血量的參數(shù)圖像從每一系列重構(gòu) 的冠狀圖像幀計(jì)算，并且這些圖像被合并以提供在施用血管舒張藥前后血流量 的參數(shù)圖像。在血管舒張前后的血流量的比表示在每一個(gè)圖像像素和相關(guān)的血 管床的冠狀血流量?jī)?chǔ)備。在按上述的灌注檢查的情況下，可以以幾乎為正常所 需x射線劑量的十分之一的齊糧來獲得該血流量?jī)?chǔ)備圖像，以產(chǎn)生臨床可接受 的圖像。
權(quán)利要求
1、一種用于產(chǎn)生位于計(jì)算機(jī)斷層造影(CT)系統(tǒng)的視場(chǎng)(FOV)中對(duì)象的圖像的方法，包括以下步驟a)用CT系統(tǒng)獲得位于FOV中的對(duì)象的一組投影視圖；b)用CT系統(tǒng)生成一合成圖像，該合成圖像指示在位于FOV中的對(duì)象的每一個(gè)合成圖像像素的衰減值；及c)重構(gòu)對(duì)象的圖像，方法是c)i)將組中每一個(gè)投影視圖反投影到FOV中，并以在合成圖像中的相應(yīng)像素的衰減值加權(quán)反投影到每一個(gè)圖像像素中的值；及c)ii)將每一個(gè)圖像像素的反投影值求和，產(chǎn)生所述圖像。
2、 如權(quán)利要求l所述的方法，其中在步驟c)i)中將每一個(gè)圖像像素反投影值Pn計(jì)算為<formula>formula see original document page 2</formula>其中P4皮反投影的投影視圖值； Cf在合成圖像中的相應(yīng)像素衰減值； !^沿著反投影路徑的第n個(gè)像素的衰減值；及 ^反投影路^il的像素總數(shù)。
3、 如權(quán)利要求l所述的方法，其中步驟b)包括編輯合成圖像，以移去其中 的對(duì)象，并由此實(shí)質(zhì)上減少在重構(gòu)圖像中該^的出現(xiàn)。
4、 如權(quán)利要求l所述的方法，其中加權(quán)步驟c)i)包括用來自合成圖像的相應(yīng)投影視圖來對(duì)每一個(gè)投影視圖做歸一化處理，并將反投影值乘以合成圖像中 的相應(yīng)像素。
5、 如權(quán)利要求1 0M的方法，其還包括d) 重復(fù)步驟a)和c)，以重構(gòu)一系列圖像，示出在檢查期間的對(duì)象；及e) 在該系列圖像的重構(gòu)過程中周斯性地更新合成圖像，以在其中示出在檢 查期間發(fā)生在，中的變化。
6、 如權(quán)利要求5所述的方法，其中合成圖像的更新包括使用在步驟a)所獲 得的投影視圖來重構(gòu)合成圖像。
7、 如權(quán)利要求1所述的方法，其中M用CT系統(tǒng)響應(yīng)于表示對(duì)象中戶，擇的生理事件的選通信號(hào)來獲得數(shù)據(jù)以產(chǎn)生合成圖像，以及執(zhí)行步驟a)以響應(yīng) 表示戶，擇的生理事件的 信號(hào)。
8、 如權(quán)利要求7戶腿的方法，其中戶腿擇的生理事件^tm心臟的心動(dòng)階段。
9、 如權(quán)利要求1戶腿的方法，其中重復(fù)步驟a)和c)，以獲得多組投餅見圖， 并重構(gòu)相應(yīng)的多個(gè)圖像，其中在步驟a)獲得的投影視圖的每一組與在獲得的投 影視圖的其它組中的投影視圖相交錯(cuò)，Mil組合交錯(cuò)的在步驟a)獲得的投B^見 圖組來產(chǎn)生合成圖像。
10、 如權(quán)利要求1所述的方法，其包括當(dāng)執(zhí)行步驟a)日憤測(cè))(豫的位置， 并將合成圖像對(duì)準(zhǔn)檢測(cè)到的膽位置。
11、 如權(quán)禾腰求l戶腿的方法，其中FOV^H維的，產(chǎn)生三維圖像，并且 在步驟c)重構(gòu)的圖像I^^)是/";^卜Z(尸(W,-"C(x，;^)(,鋪/尸c (as^W其中和(2:)魏所獲得的組中的全部投餅見圖；1(x^)是在FOV像素位置x，y,z的圖像值；P(r, )是在視圖角度6 、小獲得的 視圖的反投影值；Cto)是在像素位置x,y，z的合成圖像值；及Pc(r，e》)是從在 視圖角度e、 4)的合成圖像投影的輪廓值。
12、 如權(quán)利要求1戶腿的方法，其包括d) 獲得掩模圖像，其在其每一個(gè)圖像像素示出在施用造影劑之前位于FOVe) 在執(zhí)行步驟a)和b)之前給贈(zèng)施用造影劑；及.f) 在執(zhí)行步驟c)之前，從合成圖像中減去掩模圖像。
13、 如權(quán)利要求12所述的方法，其中掩模圖像和合成圖像都以投影視圖組 的形式獲得，而步驟f)^I過從合成圖像組中的相應(yīng)投影視圖減去掩模圖像組 中的投影視圖來執(zhí)行。
14、 如權(quán)禾腰求12戶腿的方法，其中艦從合成圖像中的相應(yīng)像素減去掩 模圖像中的像素來執(zhí)行步驟f)。
15、 如權(quán)利要求1臓的方法，其包括d)以一組投斜見圖的形式獲得掩模圖像以；e) 在執(zhí)行步驟a)和b)之前，給只橡施用造影劑；f) 在執(zhí)行步驟c)之前，從該組中每一個(gè)投影視圖減去在步驟d)獲得的相應(yīng) 投影視圖。
16、 如權(quán)利要求15戶服的方法，其包括g) 在執(zhí)行步驟c)之前，從合成圖像減去掩模圖像。
17、 如權(quán)利要求1戶欣的方法，其還包括d) 重復(fù)步驟a)和c)，以重構(gòu)一系列圖像幀，示出在檢査期間的對(duì)象；及e) 在執(zhí)行步驟c)之前將合成圖像對(duì)準(zhǔn)每一組圖像幀投夢(mèng)3見圖。
18、 如權(quán)利要求i戶;M的方法，其包括d)在用于執(zhí)行步驟a)的視圖角度再次投影合成圖像；及 其中在步驟c)i)的加權(quán)包括了通過將其中的值除以在相同視圖角度的合成 圖像的投影視圖中的相應(yīng)值來歸一化每一個(gè)投f^見圖。
19、 一種用于產(chǎn)生位于計(jì)算機(jī)斷層造影(CT)系統(tǒng)的視場(chǎng)(FOV)中的對(duì)象圖像的方法，包括以下步驟a) 用CT系統(tǒng)獲f割立于FOV中的Xm的一組投f"見圖；b) 重復(fù)步驟a)以獲得其它組的投影視圖，其中獲得的諸組投穀見彼此相交錯(cuò)；c) 由獲得的投影視圖重構(gòu)合成圖像，其表示在位于FOV中的m的每一 個(gè)合成圖像像素的衰減值；及d) 重構(gòu)對(duì)象的幀圖像，方法是 d)i)X寸戶;M諸組投f3見圖中的每一個(gè)投影視圖做歸一化處理；d)ii)將每一個(gè)歸一化的投^M圖反投影到FOV中； d)iii)將用于該組投影視圖的反投影的像素值求和；及 d)iv)將求和的像素值乘以在合成圖像中的相應(yīng)像素值。
20、 如權(quán)禾瞍求19戶脫的方法，其中重復(fù)步驟c)和d)，以產(chǎn)生其它的幀圖像，其中在步驟c)用于重構(gòu)合成圖像所獲得的投影視圖被更新，以反映隨著時(shí) 間的變化Wm中發(fā)生的變化。
21、 如權(quán)利要求19戶腿的方法，其包括獲得并重構(gòu)X豫的掩模圖像；在執(zhí) 行步驟a)之前將造影劑注入到)(像中；以及從在步驟c)產(chǎn)生的合成圖像減去掩 模圖像。
22、 一種用于產(chǎn)生位于計(jì)算機(jī)斷層造影(CT)系統(tǒng)的視場(chǎng)(FOV)中m 圖像的方法，其中計(jì)算機(jī)斷層造影(CT)系統(tǒng)具有沿旋轉(zhuǎn)軸布置的多個(gè)x射線源，包括以下步驟a) 用每一個(gè)x射線源獲得多個(gè)圖像幀，每一個(gè)圖像幀都包括對(duì)象的一組投 影視圖，在每一組中的投影視圖都與其它組中的投影視圖相交錯(cuò)；b) 由在多個(gè)投餅見圖的組中的交錯(cuò)的投餅見圖，為每一個(gè)x射線源重構(gòu)區(qū) 合成圖像；c) 用對(duì)應(yīng)于該區(qū)的投影視圖和用于該區(qū)的合成圖像，為一個(gè)區(qū)重構(gòu)圖像d) 重復(fù)步驟c)，以重構(gòu)其它的區(qū)圖像幀；及e) 組^1者區(qū)圖像幀，產(chǎn)生所述圖像幀。
23、 如權(quán)利要求22戶腐的方法，其中步驟c)包括C)i)歸一化與該區(qū)相對(duì)應(yīng)的每一個(gè)投影視圖；c)ii)將每一個(gè)歸一化的投餅見圖反投影到FOV的區(qū)中；C)iii)在該區(qū)中的每一個(gè)像素對(duì)在步驟C)ii)產(chǎn)生的反投影值求和；及c)iv)以用于該區(qū)的合成圖像中的相應(yīng)像素值加權(quán)反投影值。
24、 如權(quán)利要求22所述的方法，其中包括為每一個(gè)區(qū)獲ffM莫圖像；在執(zhí)行步驟a)之前給贈(zèng)施用造影劑；及步驟b)包括從每一個(gè)區(qū)合成圖像減去相應(yīng)的區(qū)掩模圖像。
25、 一種用于產(chǎn)生在計(jì)^n斷層造影(CT)系統(tǒng)的視場(chǎng)(FOV)中對(duì)象的 多個(gè)圖像幀的方法，包括以下步驟a) 獲得多個(gè)低劑量圖像幀，每一個(gè)圖像幀都包括，的一組投影視圖；b) 通過組合來自所獲得圖像幀的投鋭見圖來重構(gòu)合成圖像；及 C)重構(gòu)每一個(gè)圖像幀，方法是C)i)用來自合成圖像的信息歸一化每一個(gè)圖像幀投影視圖；C)ii)反投影每一個(gè)歸一化的投影視圖；C)iii)求和反投影值；及c)iv)以合成圖像加權(quán)反投影值。
26、 如權(quán)利要求25戶脫的方法，其中每一個(gè)低劑量圖像幀包括投i^見圖，其對(duì)氡空間不足采樣，在每一個(gè)獲得的低劑量圖像幀中的投影視圖與在其它獲 得的低劑量圖像幀中的投影視圖相交錯(cuò)，通過〗OT基本上全部交錯(cuò)的投影視圖 在步驟b)重構(gòu)合成圖像。
27、 如權(quán)利要求25戶腿的方法，其中每一個(gè)低齊懂圖像幀包括以斷氐的x射線束強(qiáng)度所獲得的投影視圖，通過將基本上全部在相同視圖角度獲得的投影視圖求平均，在步驟b)重構(gòu)合成圖像。
28、 一種用于獲得位于計(jì)算機(jī)斷層造影(CT)系統(tǒng)的視場(chǎng)(FOV)中組織 的灌注圖像的方法，包括以下步驟a) 用CT系統(tǒng)獲得組織的充分采樣的全劑量掩模圖像；b) 施用造影劑；C)用CT系統(tǒng)獲得組織的一系列低齊懂圖像幀；d) 從在步驟b)所獲得的圖像幀投影視圖減去在步驟a)所獲得的掩模圖像投 影視圖，來產(chǎn)，異圖像幀投^^見圖；e) 組并來自多個(gè)所述圖像幀的差異圖像幀投影視圖，并由其重構(gòu)合成圖 像；及f) 重構(gòu)灌注圖像，方法是f)i)將來自所獲得圖像幀的每一個(gè)差異圖像幀投影視圖反投影到FOV中，并以合成圖像中的相應(yīng)像素f動(dòng)淑反投影到每一個(gè)圖像像素中的值；及f)ii)對(duì)每一個(gè)圖像像素的反投影值求和。
29、 如權(quán)利要求28所述的方法，其中在步驟f)i)將每一個(gè)圖像像素反投影 值計(jì)算為<formula>formula see original document page 6</formula>其中P^被反投影的投影視圖值； Cf在合成圖像中的相應(yīng)像素衰減值；1^=反投影路徑上的第11個(gè)像素的衰減值；及 申反投影路^Ji的像素總數(shù)。
30、 如權(quán)利要求28所述的方法，其中在步驟f)i)的加權(quán)步驟包括使用來自 合成圖像的相應(yīng)投影視圖歸一化每一個(gè)圖像幀差異投影視圖，并將反投影值乘 以合成圖像中的相應(yīng)像素。
31、 如權(quán)利要求28所述的方法，其中步驟C)^1過以采樣不足的投影視圖 的組的方式獲得每一個(gè)圖像幀來執(zhí)行，其中的采樣不足的投影視圖的組與其它 圖像幀所獲得的投影視圖相交錯(cuò)。
32、 如權(quán)利要求28戶腿的方法，其中步驟c)魏過以降低的x射線束弓艘 獲得每一個(gè)圖像幀來執(zhí)行。
33、 如權(quán)利要求31戶腿的方法，其中M將在不同視圖角度所獲得的圖像 幀差異投影視圖組合到數(shù)據(jù)集中，并用組合的數(shù)據(jù)集重構(gòu)合成圖像來執(zhí)行步驟 e)。
34、 如權(quán)利要求31所述的方法，其中ilil^在相同視圖角度獲得的圖像幀 差異投影視圖求平均并用平均的圖像幀差異投影視圖重構(gòu)合成圖像來執(zhí)行步驟 e)。
全文摘要
在對(duì)象的動(dòng)態(tài)研究期間獲得二維或三維時(shí)間分辨的CT幀圖像。產(chǎn)生合成圖像，通過以合成圖像中的相應(yīng)值加權(quán)為該圖像幀獲得的每一個(gè)投影視圖的反投影，合成圖像被用于重構(gòu)每一個(gè)CT幀圖像。該加權(quán)的反投影允許以少得多的對(duì)象投影視圖來產(chǎn)生無偽像的圖像幀。合成圖像可以由單獨(dú)獲得的視圖來重構(gòu)，或者其可以通過組合在動(dòng)態(tài)研究過程期間所獲得的視圖來產(chǎn)生。
文檔編號(hào)G06T11/00GK101300600SQ200680024410
公開日2008年11月5日 申請(qǐng)日期2006年7月6日 優(yōu)先權(quán)日2005年7月8日
發(fā)明者C·A·米斯特拉 申請(qǐng)人:威斯康星校友研究基金會(huì)