专利名称：Pet/ct成像中基于图像的伪影降低的制作方法
技术领域：
本发明属于使用组合的正电子发射断层摄影术(PET)和计算机断层摄影术(CT)形式的医学成像领域。更具体地，该发明关注于在PET/CT扫描中减少基于图像的伪影的方法。
背景技术：
在组合的正电子发射断层摄影术和计算机断层摄影术(PET/CT)的领域中，众所周知的是在求解所用的衰减校正因子中常常会遇到困难。通常该求解作为数字运算在用于PET/CT的计算机中执行。在PET/CT中用于得到衰减校正因子(ACF)的典型操作如下。
首先，产生CT图像I(X，Y，Z)以代表在X-线能量上的衰减系数。这些衰减系数源自这样的测量其中X-线束沿直线穿过身体，探测完全穿过身体的X-线，和将所探测的X-线用于重建CT图像。CT图像由数据矩阵构成，其中来自矩阵中的一个要素的该数据为一个像素，其数值与该位置处的衰减系数相关。
第二，为了在PET中使用更高能的511keV放射，把CT像素值转换为衰减值(mu map)。
最后，PET断层摄影沿直线进行其测量，通过沿该直线的子集对mu map积分产生ACF。
误差出现在第一步，其中CT像素值是不正确的，使得不能将它们精确地转换成mu map像素值。迄今为止，作为PET处理的一部分该问题还未解决。具体地，该问题在将像素值转换成衰减值的步骤中还没有被解决。这样，就存在解决该问题的需要。
当对人身体中的软组织成像时，最佳的执行设计为医用X-线CT断层摄影。该物质仅包括最轻的化学元素，主要是氢、碳、氮和氧。在医用X-线断层摄影的情况下，在视野中皮质骨的存在需要二次穿过校正，以解决存在于骨中的钙和钾对X-线不同的吸收机制。
有时候CT图像被患者体内的一片金属所损坏，例如手术夹或者修复关节。这些物体在许多情况下是不透过射线的，即几乎所有照射到它们的X-线都被金属所吸收。在CT图像中因此而产生的错误被称为金属伪影。为了解决金属伪影的问题，医学成像文献提出了用于在存有静止的金属物体，即该金属物体不受患者的呼吸或血流循环影响时，创建出改进的CT图像的处理技术。这些方法是以在测量期间金属移动相对很小的距离这样的知识为基础的。在一种处理该问题的传统方法中，如G.H.Glover等人，“An algorithm for the reduction ofmetal clip artifacts in CT reconstructions”，Medical Physics，8(6)，799-807(Nov/Dec1981)中所论述的，使用插值方法修正X-线窦腔照相，其中用基于已知的基本上无测量误差的窦腔照相数值的估计值来代替已知被损坏的窦腔照相数值。最近，已经提出迭代方法作为对该方法的改进。见B.De Man等人“Reduction ofmetal streak artifacts in x-ray computed tomography using a transmission maximum aposteriori algorithm”，IEEE Transactions on Nuclear Science，第47卷，第3号，977-981(2000)。
然而，已经发现当在测量期间金属移动时，这些方法不能很好发挥作用。这样，如果在患者胸腔中存在植入型自动心律转复除颤器(AICD)，则关注点在于执行心脏的PET/CT研究。这些设备设计用来在如果发生潜在的威胁生命的心律失常时能恢复正常的心律。图1说明了这种设备。
与起搏器类似，AICD在胸腔内伴随心脏跳动一起运动。对于CT机来说，AICD设备存在比起搏器更严峻的困难。它包括两个铂丝震动线圈，直径大约3mm，足够大以在一些响应线路上阻碍所有或者几乎所有的X-线。其中一个线圈定位在毗邻右心室壁，靠近隔膜壁和左右心室的自由壁，其在心脏PET中被成像。当CT机重建带有移动线圈的部分时，结果是出现金属伪影，并在包围线圈实际位置的区域伴有假的高CT数值和低CT数值。这在图2中用箭头说明。
至少有两个结果。第一，CT图像是错误的解剖图像。例如，在图2中所示的，线圈没有显示在正确的位置。第二，PET/CT图像的PET部分可能包括不正确的数值。这种情况的发生是因为PET图像得自PET排放计量的组合，和ACF得自有缺陷的CT图像。在PET/CT之前PET的产生中并没有注意到该问题，因为由511-keV发射源得到的ACF几乎不受3-mm铂线圈存在的影响。
J.F.Williamson等人的“Prospects for quantitative computed tomographyimaging in the presence of foreign metal bodies using statistical imagereconstruction”，Medical Physics 29(10)2404-18(2002)，论述了用于降低伪影的另一迭代重建方法。
A.H.R.Lonn等人的“Evaluation of method to minimize the effect of X-raycontrast in PET/CT attenuation correction”，Proceedings of the 2003 IEEE MedicalImaging Conference，M6-146(Portland，OR)，论述了用于PET/CT的简单设定阈值的方法。
2004年4月13日授予Naidu等人的美国专利No.6,721,387公开了在CT中降低金属伪影的方法。该’387专利的方法包括步骤A.由通过CT系统采集的输入投影数据产生一个初步图像；B.在该初步图像中识别金属物体；C.通过去除具有在最终伪影校正图像中可能会引起物体改变这样特征的物体投影，由输入投影数据中产生第二投影；D.从在步骤C中产生的第二投影数据提取在步骤B中的识别的金属物体投影；E.通过从输入投影数据去除步骤D中提取的金属物体的投影来产生校正的投影；和F.通过重建在步骤E中产生的校正投影，并将在步骤B中识别的金属物体插入到最终图像，来产生最终图像。
发明内容
本发明被规定用来在患者的胸腔内存有AICD的情况下减少心脏PET/CT中的偏差。由于发明简单且牢靠，所以可将其应用于其他不能从CT图像中准确得到ACF的情况。
在发明的一个方面，该方法规定识别CT图像中具有大HU数值的像素，识别包围这些像素的区域，和修改该区域内每个像素的数值。
在本发明的另一个方面，利用连续且平滑的原始HU数值的再分配函数，该方法规定修改CT图像中具有大HU数值的像素。
在发明进一步方面，该方法规定在该区域内对每个像素数值进行所述的修改之前，识别在该区域内的每个骨像素的原始数值，并且在对该区域内的每个像素的数值进行修改后，用每个骨像素的原始数值代替每个骨像素修改过的数值。
在发明更进一步的方面，该方法规定在对区域进行所述识别后，对包围该像素的区域进行形态膨胀以增加精度。
在本发明又一方面，该方法规定在对该区域进行形态膨胀后，对包围该像素的区域进行腐蚀。
在本发明的进一步方面，该方法规定识别具有低于所定义阈值的HU数值的CT图像中的接近于包围具有大HU数值像素的区域的像素，以及将具有低于所定义阈值的HU数值的像素调整到新的数值。
结合附图阅读下面对发明的详细描述，将更为清楚的理解上面提到的发明特征，其中图1是一个根据已有技术在患者胸腔内存有植入型自动心律转复除颤器(AICD)的图例；图2是一个根据已有技术由类似于图1所示的AICD引起的典型金属伪影的图例；图3A到3D由图形示出根据本发明的实施例前后，在应用基于图像的伪影降低(IBAR)并带有指示CT像素数值的谱线轮廓前后的CT图像；和图4是流程图，显示了根据本发明的实施例执行典型的基于图像伪影降低(IBAR)的处理过程。
具体实施例方式
基于图像伪影降低(IBAR)方法的典型实施例，用于组合的正电子发射断层摄影术和计算机断层摄影术(PET/CT)扫描。在PET/CT扫描的CT测量被诸如移动的金属片等伪影损坏的情况下，本实施例是有用的。单独降低金属伪影的情况作为金属伪影降低或MAR是已知的。
典型的IBAR方法在一系列CT图像切片中修正像素值I(X，Y，Z)。图像值用霍斯菲耳德(Hounsfield)单位(HU)来规定。适当的功能性CT设备产生图像，其中指定水的数值为零(0HU)，指定空气的数值为大约1000HU，及指定骨和金属的数值大于零(0HU)。在已经使用的PET/CT处理软件中，使用重组程序将图像首先从512×512个像素大小的阵列减小到256×256大小，其中在512×512矩阵中每四个像素一组取平均值，并且将那些平均值放置在256×256矩阵中一个像素上。将典型的IBAR方法应用到256×256图像族中。然而，典型的IBAR并不需要特定的矩阵大小，并且在使用时可以有或没有如前述的重组程序的修正。
受到金属伪影影响的许多图像像素用高HU数值进行重建。作为条纹的集合，一组这种高像素在图2中是很突出的。
图4是流程图，显示了根据本发明的实施例执行典型的基于图像的伪影降低(IBAR)的处理过程。在典型IBAR方法的步骤1中，识别具有大于或等于900HU的重建HU数值的所有像素。虽然数值900HU对于IBAR方法的可调整参数来说是优选数值，本领域的技术人员应该理解的是也可使用其他数值并且仍然属于本发明的范围内。这一程序导致了被称为STREAK(X，Y，Z)的图像阵列，其中等于或高于该阈值的数值被定为1，低于它的数值被定为0。STREAK(X，Y，Z)阵列通常包括表示骨的一些像素。
在步骤2中，接着创建第二图像阵列NEAR_STREAK(X，Y，Z)。通过对STREAK(X，Y，Z)使用膨胀的形态运算创建该阵列。该图像阵列识别出在步骤1中所识别条纹的2像素内的所有像素。虽然公开了2像素范围，本领域的技术人员应该意识到也可使用其他数值并仍然属于本发明的范围内。通过下面公式这一像素范围与膨胀核的整体宽度相关联核_半宽＝2x核_宽度+1这还可以规定为毫米级的距离，该距离通过转换公式转换为像素(像素间距离)＝(mm距离)/(mm像素大小)在本发明范围内等同于膨胀的其他方式包括，例如平滑STREAK_IMAGE(X，Y，Z)。膨胀核扩展到三维上是以构建具有近似球形的图像体元的集合为基础的。在本发明的一个实施例中，膨胀在三个维度上作用，使得一个图像切片内的条纹在邻近的切片上产生“邻近条纹”。靠近该条纹的像素被指定为数值1；不靠近该条纹的像素被指定为数值0。
然后，在步骤3中，修改高CT图像数值。这一程序在数学上类似于设定阈值，即，将大的像素值设定为限制值。它可由多种方式实现。典型的IBAR方法使用以下步骤。
低于阈值1的像素值不修改。IBAR方法使用参数值“阈值1＝0HU”。然而，本领域的技术人员应该能够意识到可使用其他数值并仍然属于本发明的范围内。
对在阈值1和(2x阈值2-阈值1)之间的像素值使用二次插值方法。那些数值I(X，Y，Z)替代为数值 IBAR方法使用参数值“阈值2＝100HU”。然而，本领域的技术人员应该能够意识到可使用其他数值并仍然属于本发明的范围内。
大于(2x阈值2-阈值1)的像素值被设为数值阈值2。在本发明的实施例中，参数阈值1和阈值2是可调整的。
作为这一再分配技术的结果，通过连续且平滑的关系式将新的像素值与原始像素值关联起来。平滑暗示着再分配函数的导数是原始HU数值的连续函数。
该步骤还产生阵列SOFT_TISSUE(X，Y，Z)。在该阵列中，最初等于或大于阈值1的所有像素被设为1，其他像素被设为0。对该阵列进行形态膨胀，如在步骤2中一样。虽然允许膨胀结构有其他尺寸，但是在本发明的一个实施例中，它同步骤2中的一样。膨胀之后，用腐蚀的形态运算对其进行腐蚀，对腐蚀使用和膨胀同样的结构。膨胀尺寸和腐蚀结构是本发明的可调参数。作为结果的阵列识别出代表软组织或骨密度的CT图像的那些部分，而排除了肺组织和患者以外的区域。作为一项分隔小而不规则区域的技术，膨胀和腐蚀的结合在图像处理界是公知的。
步骤4包括负条纹的阈值设定。在未校正的CT图像中金属伪影有两部分。第一部分是具有异常大的HU数值的像素组，典型地分布在延伸过图像阵列并在图像平面之间的条纹中。通过步骤3使用IBAR方法减少这些条纹，如上所述。第二，存在一些具有异常小的HU数值，通常位于紧邻正条纹处。这类中的一些像素看上去像是图2中靠近条纹的黑色区域。接下来是减少这些负条纹中最严重的那些。在该步骤中，其值低于阈值3，且同时位于NEAR_STREAK(X，Y，Z)具有数值1及SOFT_TISSUE(X，Y，Z)具有数值1的区域内的所有像素被值(阈值1+阈值2)/2所替代。IBAR方法使用参数值“阈值3＝-100HU”。在该步骤中，阈值3参数是可调的。
最后，在步骤5中，处理图像以平滑修改过的CT映象。在该步骤中，不平坦的边界在三维CT图像中被平滑。利用在横向面上具有3-像素延度，并且在平面之间的方向上也是3-切片延度的三维中值滤波可以将其实现。该空间上可变的中值滤波仅是其中一种用来平滑修改过的CT图像的可能方法。其使用的核的3×3×3尺寸也是执行该典型IBAR方法所选择的参数。通常，那些尺寸按照毫米来规定并在执行中转换成像素和平面间距。虽然在毫米上保持核大小和测量时的大小相同，但是3D中值滤波步骤计算强度很高，并且如果图像具有更多的像素，例如512×512则会更高。中值滤波仅被应用在SOFT_TISSUE(X，Y，Z)阵列数值为1的地方。通过仅对如上所述靠近软组织处应用3D中值滤波器，能够加速完成。在典型IBAR方法的其他另一个实施例中，将中值滤波器应用在被识别为软组织的区域，接着进行膨胀，但是尚未进行腐蚀。在该步骤的结尾，以传统方式将CT图像用于PET/CT处理过程中。
将应用典型IBAR方法前后的CT图像的对比，和整个金属伪影的轮廓显示在图3中。图形的数据图解示出原始图像中和修改图像中的HU数值。对应的图像显示在下面。根据本发明实施例的修改的图像图3B和曲线图3A描述了更明晰的图像，该图像和已有技术的图像3C和已有技术的曲线图3D相比在画面上更加平滑。
将会理解的是本发明的典型方法在没有对负条纹进行阈值设定和处理该图像以平滑CT映象的步骤下，减少了金属伪影。然而，这些步骤可用于提供更高质量的图像。
本发明的典型方法进一步提供了骨像素的识别方法。在该典型方法中，骨像素的原始数值被识别并在如上所述的处理之后被取代。
从前述描述中，本领域的技术人员将会意识到已经提供了用于在PET/CT扫描中减少基于图像的伪影的示例性方法。
虽然本发明已经通过一些实施例进行说明并且虽然所说明的实施例已经用大量的细节进行了描述，申请人的意图并非约束或以任何方式将所附的权利要求的范围限制到这样的细节。另外的优点及修改对于本领域的技术人员来说是很显然的。因此本发明在其更宽泛的方面并非限于具体的细节、代表性的装置和方法及所显示和描述的说明性例子。因此，在不脱离申请人发明上位概念的精神和范围的情况下可以从这样的细节中脱离开来。
权利要求
1.一种在把计算机断层摄影(CT)图像作为一部分的断层摄影扫描中减少基于图像的伪影的方法，所述方法包括步骤(i)识别CT图像中具有大霍斯菲耳德单位(HU)数值的像素；(ii)识别包围所述像素的区域；和(iii)修改所述区域内的每个像素的值。
2.权利要求1的方法，进一步包括利用连续且平滑的原始HU数值的再分配函数，对CT图像中具有大HU数值的所述像素进行修改的步骤。
3.权利要求2的方法，其中使用所述方法在PET/CT中产生衰减校正因子。
4.权利要求3的方法，在修改所述区域内每个像素值的所述步骤之前，进一步包括识别所述区域内每个骨像素的原始数值的步骤，和在修改所述区域内每个像素值的所述步骤之后，进一步包括用每个骨像素的原始数值替代每个骨像素的每个修改过的数值的步骤。
5.权利要求1的方法，在识别区域的所述步骤之后，进一步包括为包围所述像素的所述区域进行形态膨胀以增加精度的步骤。
6.权利要求5的方法，在对所述区域进行形态膨胀的所述步骤之后，进一步包括对包围所述像素的所述区域进行腐蚀的步骤。
7.权利要求1的方法，其中对PET和CT的至少其中一个使用所述方法以产生衰减校正因子。
8.权利要求7的方法，进一步包括识别所述区域内每个骨像素的原始数值的步骤，和用每个骨像素的原始数值替代每个骨像素的每个修改过的数值的步骤。
9.权利要求7的方法，进一步包括利用连续且平滑的原始HU数值的再分配函数，来修改CT图像中具有大HU数值的所述像素的步骤。
10.权利要求9的方法，进一步包括步骤(i)识别在CT图像中的像素，该像素具有比所定义的阈值低的HU数值，并邻近包围具有大HU数值的所述像素的所述区域；和(ii)将具有比所定义的阈值低的HU数值的所述像素调整到一个新的数值。
11.权利要求10的方法，进一步包括利用空间滤波器来平滑从所述调整的像素中获得的图像的步骤。
12.权利要求11的方法，其中所述空间滤波器是三维中值滤波器。
13.权利要求1的方法，进一步包括对包围所述像素的所述区域进行形态膨胀以增加精度的步骤。
14.权利要求13的方法，进一步包括对包围所述像素的所述区域进行腐蚀的步骤。
15.权利要求1的方法，其中所述伪影包括一个基于金属的伪影。
16.权利要求12的方法，其中所述三维滤波器包括在横向面上的3像素延度。
17.权利要求12的方法，进一步包括在识别为软组织的区域内应用所述的三维滤波器。
18.权利要求1的方法，进一步包括将像素值转换成衰减数值的步骤。
19.权利要求18的方法，其中放射水平是大约511keV。
20.权利要求1的方法，其中所述伪影是起博器和植入型自动心律转复除颤器的至少其中之一的结果。
全文摘要
一种在组合的正电子发射断层摄影术和计算机断层摄影术(PET/CT)扫描中减少基于图像的伪影的方法。该方法包括识别在CT图像中具有大HU数值的像素，识别包围这些像素的区域，和修改该区域内每个像素的数值。
文档编号A61B6/03GK1940992SQ200610099838
公开日2007年4月4日 申请日期2006年6月16日 优先权日2005年6月17日
发明者J·J·哈米尔, D·D·福尔 申请人:Cti分子成像公司