用于ct成像的反投影重构方法

专利名称：用于ct成像的反投影重构方法
用于CT成像的反投影重构方法 相关申请的交叉引用本申请基于2005年7月8日提交的题为"用于采样不足的时间分辨MR 成像的反投影重构方法"的美国临时专利申请No.60/697,607， 2005年9月14 日提交的题为"用于CT成像的反投影重构方法"的美国临时专利申请 No.60/716,865，及2005年11月23日提交的题为"用于低剂量CT成像的反投 影方法"的美国临时专利申请No.60/739,554。关于联邦资助研究的声明本发明是以根据由(美国)全国卫生研究所授予的拔款No.HL072260的政 府支持而做出的。美国IW在本发明中享有特定的权利。 发明背景本发明涉及计算机断层造影，尤其涉及一种用于依据用计算机断层造影("CT")系统所获取的投影 来重构图像的方法和设备。在计算机断层造影系统中，x射线源,出扇形波束，这个波束经准直后 处于笛卡儿坐标系的X-Y平面内，称作"图像平面"。x射线波束穿过l皿像的 对象，例如患者，并撞击在辐射探测器阵列上。所邀寸的辐射强度取决于对象 对x射线波束的衰减，每一个探测凝卩产生一个3te的电信号，是波束衰减的 测量值。独立地获取来自所有探测器的衰减测量值，以产生所谓的"透射剖面(transmissionprofile)"或"衰减剖面(attenuationprofile)"或"投影"。在常规CT系统中的源和检测器阵列在门架上在成像平面内并围绕g周 围旋转，以使得x射线束与X^相交的角度持续地改变。来自检测器阵列的在 指定角度上的邀t轮廓被称为"视图"，对象的"扫描"包括一组在x射线源和 检测器的一次旋转过程中在不同角度方向得到的视图。在2D扫描中，数据被处 理以构成与通过(taken through)对象所得到的二维切面相对应的图像。在本领 域中从2D i^重构图像的最普遍的方法被称为搶波反投影技术。这个图像重构 过程将在扫描过程中获得的衰减测量值转换为所谓的"CT值(CTnumber)"或"霍斯菲耳德单位(hounsfieldunit")，其l細于控制显示器上相应像素的亮度。搶波反投影图像重构法是用于由获得的邀才轮廓重构CT图像的最常用技术。如图5所示，ffl31沿着由箭头106所指明的产4M线和(ray sum) 104的 相同射线路径，将轮廓100中的每一个射线和104投影穿过FOV 102，每一个 获得的x射线at轮廓100都被反投影至诉见场(FOV) 102上。在FOV 102中 投影每一个射线和104的过程中，我们对对象没有任何先验的知识(a priori knowledge),并做出假设在FOV 102中的x射线衰减是均匀的，1J寸线和射线 路径穿之而过的每一个像素中相等地分布。例如，在图5中为一^tlt轮廓100 中的单一射线和104示出了射线路径108，其穿过FOV 102中的N个像素。该 射线和104的衰减值(P)在这N个像素之间被相等地分割 un=(PXl)/N (1)式中u n是分配给具有N个像素的射线路径中的第n个像素的衰减值。明显地，在FOV102中的衰M^均匀的这一假设是不正确的。然而，如本 领域中所公知的，如果对每一^W轮廓廳做出特定的校正，且在相应数量 的投影角度上获取足够数量的轮廓，夷P么由这，误假设所弓胞的误差会被减 到最小，且图像伪像得到抑制。在通常的图像重构的滤波反投影方法中，通常 要求约400个到1000个视图，以充分地抑制2D CT图像中的图像伪像。存在多个临床应用，其中不能得到获取大量视图所需的时间。例如，在时 间^f,血管造影术(time-resolved angiography)中，随着造影剂t腿所关注区域， 获得了一系列图像。要尽可能快地获得每一个图像，以获得一系列示出造影剂 流动的快照。在成像需要心脏选通(cardiac gating)以抑制运动伪像的心脏冠状 动脉或其它血管时，该应用尤其有吸引力。在计tm旋转血管造影术(CRA)中，使用计算机旋转血管造影术系统， 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)系统以产生真实3D计算机断层造影旋转血 管造影术;初步的体内和体外结果)R.Fahrig、S.Lownie和DWHoldswo我AJNR 18:1507-154， 1997年9月)，以在造影剂的吸收期间获得一系列三维图像。因为 希望尽可能快地获取用该设备获得的三维数据集，以便在动态研究过程中提供 及时^)ff率，仅为每一个图像获取120个投影角度或视图。这比奈奎斯待采样 定理所要求的少得多。因此，由单一M集重构的血管造影照片包含条纹伪像。由于由i^X寸照注入方法掛共的脉管系乡M比度低下，这些条纹伪像使得CRA法不可能用于静脉内血管造影术。使用x射线CT的另一个问题^( 在扫描期间承受的x射线剂量。为了 获得较高的^f摔和无伪像的图像，必须以足够高的x射线束强度来获得许多 视图，以便以所希望的信噪比(SNR)来重构图像。可以M减小波束强度或 减小所需的视图数量来减小齐U量7jC平，但任意一个步骤都同时降低所重构的图 像的SNR。发明捐M本发明是一种用于重构CT图像的新方法，具体地，是一种M的反投影 方法。获得并重构一个合成的图像，以提供被成像对象的先验的知识。在所获 得图像的反投影期间4顿该合成图像，来力敝反投影衰微据的分布。结果， 可以用较少的，投影视图或用以较低x射线剂量获得的投影视图来重构高质 量的CT图像。本发明的发现是如，FOV 102中的x射线衰减轮廓的先验知识被用于反 投影过程中，而不是假设的均匀衰减轮廓，那么就可以用少得多的衰减轮廓来 产生优质的CT图像。例如，参考图6，可以已知在FOV102中的衰减轮廓包括 诸如血管110和112之类的结构。如果是这样的情况，则当反投影射线路径108 穿过这些结构时，M31将分布加权为在每一个射线路径像素位置的已知衰减轮 廓的函数，可以获得在该像素路径中的射线和104的更准确的分布。结果，在 图6的实例中大部分射线和104会分布在与结构110和112相交的射线路径像 素中。对于具有N个像素的反投影射线路径108，这可以如下来表示<formula>formula see original document page 10</formula>" (2) 其中P^M线和衰减值；及Q^在沿着反投影射线路径的第n个像素的先验合成图像的衰减值。 在等式(2)中的分子用合成图像中的相i^减《動[l权每一个像素，而分母对该值进行归一化，以便全部反投影射线和借助于该过程被给予相等的加权。 应注意，尽管可以在反投影后单独地在每个像素上执行归一化，但在许多临床应用中，在反投影之前归一化射线和衰减值P要容易得多。在此情况下，通过除以在相同视角穿过合成图像的投影中的相应值Pc来归一化射线和P。针 对每个视角的归一化的射线和P/Pc被反投影并求和，以构成无约束的图像，所 得无约束的图像随后被乘以合成图像。对于以视角e和d)表征的单一3D投f斜见图，在

图14中以绘图示出了高度 约束的反投影的3D实施例。该投影图是沿轴16反投影的，并在沿反投影轴16 的距离r散布在氡(Radon)平面21中。作为在其中投影信号值被滤波并均匀的分 布在连续的氡平面中的^M反投影的替代，是沿着轴16用在合成图像中的信息 将投影信号值分布在氡平面21中。在图14实施例中的合成图像包含血管18和 20。基于在合成图像中的相应位置x、 y、 z的值，加权的衰减值被安置在氡平 面21中的图像位置x、 y、 z上。这是反投影射线和值P与相应合成图像像素值 的简单相乘。随后通过将乘积除以依据合成图像的相应图像空间投影视图的射 线和衰减值来归一化该乘积。用于3D重构的公式是<formula>formula see original document page 11</formula> (2a)其中和("是在被重构的图像帧中的全部投影，用在对于该平面适当的r、 0、 4)值的投影射线和值P(r，e，4))来计算在特定氡平面中的x、 y、 z值。Pc(r, 6 ,4))是来自合成图像的相应射线和衰减值，C(x，y，z) (r,e,)是在(r, e , 4>)的合成图 像值。本发明的另一个发现是存在多个临床应用，其中有先验的信息可用、且可 用以重构合成图像并用于增强图像的重构。当在动态研究中获得一系列时间分 辨的图像时，每一个图像帧都可以用非常有限的一组所获得的视图来重构，以 便增加研究的时间^^率。为了使用本发明的高度受约束的反投影重构法，每 一个这种图像帧视图组都用以与其它图像帧获得的视图相交错。在已经获得了 多个图像帧之后，足够数量的不同的交错的视图可以被用于重构优质的合成图 像。本发明的另一个目的是在没有图像SNR较大损失的情况下，允许以较低x 射线剂量来获得图像。通过使用本发明高度受约束的反投影方法中的高SNR合 成图像，由投影视图的较低剂量组重构的图像帧的SNRl皮显著地提高。例如， 在灌注研究中，在其中流入组织中的造影剂被反复成像，在研究期间可以获得 高SNR复合图像，并可以获得一系列低剂量图像帧。舰用高SNR复合图像 来重构每一个图像帧，每一个图像帧的SNR充分地被增大。阅读以下的说明，本发明的前述和其它目的及优势将会显现。在说明中， 会参考构成其一部分的附图，其中以图示方式揭示了本发明的优选实施方式。 但是。这样的实施方式未必代表本发明的全部范围，因此，会参考权利要求及 这里的说明来解释本发明的范围。附图的简要说明图1是可以用于实施本发明的第一类型CT设备的透视图； 图2是可以用于控制图1的CT设备的CT控帝係统的框图； 图3是可以用于实施本发明的第二类型CT设备的透视图； 图4是在连续图像帧中交错获得投餅见图的图形说明； 图5是常规反投影图像重构方法的图示表示；图6是根据本发明的高度受约束的反投影图像重构方法的图示表示； 图7是可以用于实施本发明的第三类型CT设备的图示表示； 图8是用于实施本发明的一个雌方法的流程图； 图9是构成图8所示方法的一部分的帧图像重构方法的流程图； 图10是用于掛共 合成图像的方法的图示表示； 图11是用于实施本发明的另一个,方法的流程图； 图12是用于实施本发明的又另一个 方法的流程图； 图13A和13B是可以用于实施本发明的另一个CT设备的图示表示； 图14是根据本发明的3D反投影图像重构的图示表示； 图15是用来实施用于实施本发明的一种方法的合成图像重复投影步骤的 图示表示；及图16是用于以图13的CT设备来实施本发明的另一个方法的流程图。 i^实施例的详细说明首先参考图1和2，计算机断层造影(CT)成像系统10包括门架12，其 是"第三代"CT扫描设备的代表。门架12具有x射线源13，其向在门架相对 侧的检测器阵列16方謝出x射线14的扇形波束或圆锥形棘。由多个检测器 元件18构鹏测器阵列16，它们一起翻撈过病人15的所方鄉的x射线。每 一个检测器元件18产生一个电信号，其表示照射x射线波束的强度，因而表示其穿过病人时的波束衰减。在获得x射线投影数据的扫描过程中，门架12和安 装在其上的部件围绕位于病人15内部的旋转中心19旋转。门架的旋转和x射线源13的操作由CT系统的控制机构20来管理。控制 机构20包括x射线控制器22和门架电机控制器23， x射线控制器22向x射线 源13提供电能和时荆言号，门架电机控制器23控制门架12的旋魏度和位置。 在控制机构20中的 获取系统(DAS) 24采样来自检测器元件18的模拟数 据，并将数据转换为数字信号，用于随后的处理。图像重构器25从DAS24接 样并数字化的x射线数据，并根据本发明方法执行高速图像重构。重构的 图像作为输入应用至计算机26，其在大容量存储设备29中存储该图像。计算机26 3at过具有键盘的控制台30从操作员处接收命令和扫描参数。 相关的阴极射线管显示器32使操作员可观察来自计算机26的重构图像和其它 数据。操作员掛共的命令和参数被计算机26用来向DAS 24、 x射线控制器22 和门架电机控制器23JH^空制信号和信息。另外，计算机26操纵工作台电机 控制器34，其控制机动化的工作台36将病人15置于门架12中。参考图3，可以采用本发明的CT扫描设备的第二实施例包括C臂40， 二 维检测器44和X射线源42安装到C臂上。在这里，病人42同样被置于工作 台46上。C臂40可旋转地安装于底座45，通过围绕规定的轴47旋转X射线 源和检测器44来获得用于生成三维图像的数据。图3所示类型的CT扫描设备 在血管造影术中尤其有用，参见使用C臂系统以产生真实3D计tm断层造影 旋转血管造影术；主要在试管内和试管内结果RFahrig,S.Lownie,和DW Holdsworth，AJNR 18:1507-154， 1997年9月。在上述CT系统中，在扫描期间，单一 x射线源围纟M象旋转，每一个获 得的图像帧的时间5)f,率受到旋转门架经过一定角度所需的时间柳蹄ij。当获 得采样不足的数据集以便使获得的投影视图均匀间隔并跨越足够的角度范围 时，这是必要的。研究发现，当在采样不足的数据集中所获得的投影视图均匀 间隔时，点扩展函数是非常好的，伪像仅在距FOV中心的一定距离时才开始出 现。为了在动态研究期间获得非常高的时间^f,率，必须在很短的时间帧中获 得每一组等距间隔的投影视图。这是以图7所示的CT系统实现的。不是围绕 FOV 100移动单一 x射线源，而是将一组分离的x射线源102均匀布置在FOV100的周围。固定的2D检测器环104也均匀设置在FOV 100的周围，其各部分 接收并测量由在FOV 100的相对顶啲一个x射线源102产生的一个投影视图， 如一个射线源102用虚线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维X射线计算机断层造影动态空间重构 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 描述的梅奥(mayo)临床动态空间重构可以用于该目的。通迪顷序得以0.5毫秒的时间会饰一个x射线源102通电，并从检测器104 读取衰M^廓，可用该CT系统获得一个图像帧。仅需8毫秒即可获得完整的图 像帧，随后x射线源102的环l戯定转一个小角度，以来获得交错的投影轮廓的 下一帧。如上所述的扫描设备可以用于自象的造影增强动^5开究过程中产生时间 分辨的血管造影照片。执行初始旋转以获得预注入掩模，其可以用于消除骨骼 的影响和相继获得的图像的伪像。在获得了预注入掩模 之后，注A3t影剂， 优选的是碘。可以通M常的动脉注射来注入碘，但优选的引入静脉内，从而 减小病人的侵入感和过程不适感。接下来，获得计算机断层造影血管造影术 (CTA)的时间序列图像，以成像身体中选择的所关注区域。并不是精确地调 整造影齐倒达被成像的脉管系统中的时间，CTA动态研究的策略是在造影剂给 药期间获得一系列的图像帧。医师随后會g够选择系列中的明卜个图像最好地显 示了所关注的脉管系统。除了图像质量和^f摔之外，在CTA动态研究中的一 个重要标准是可以获得图像的速度。这被称为时间分辨率，并且具有较高时间 ^D摔的研究增加了获得具有所关注脉管系统中峰值对比度的图像的概率。通过减小在CTA动态研究中为每一个图像帧获得的投影 增大时间分 辨率。如果为每一个图像帧获得的投影与为其它图像帧获得的投影交错，就可 以通过组合投影来重构优质的合成图像。参考图4，例如，如果充分釆样具有半 径R的k空间体积要求M个投影，这M个投影就可以被分割为几组交错的等间隔投影视图，并且每一组都被用于获得一个图像帧。第一组投影视图的采样 轨迹可以由例如点线230来表示，第二组由短划线232表示，第三组由直线234 表示明，其它图像 组以此类推，直到获得所需要的M个交错的投影。M个 所获得的投影以半径R对k空间充分采样，并被用于MJ优质的合成图像。该合成图像随后被用于用本发明的高度受约束的反投影方法，由交错的投M图 的各个纟tt重构时间力，的图像帧。当目标是降低X射线剂量时，也可以使用相同的过程。获得每一个图像帧 时都用较少的投影视图，因而用较低的X射线剂量。通过从高SNR合成图像传送SNR的高度受约束的反投影法，避免了否则就可能会出现的图像SNR的损 失。具体参考图8，示出的本发明的实施例是，当戶，定的生理事件出现M 象中时，获得了一系列时间分辨的图像帧。在此例中，生理事件，象心动周 期的阶段，其由EGC监视器产生的心脏^1信号指示。首先，如在过程±央300 中所示，在造影剂注入之前获得掩模图像。在该过程中该点上，时间不是关键 因素，在接收到心脏选通信号之后，在所选定的心脏阶段执行完整的充分采样 的获取。在获得了掩模图像之后，造影剂被注入，如过程±央302所示。随后^A— 个循环，其中随着造影剂流入所关注区域中，将获得一系歹帅贞图像。如过程块 304所示，在与掩模图像相同的心脏阶段获得一个O脏选通的图像帧。用图7 所示的多源系统，例如，可以在单个8毫秒获取中获得魏的图像帧，随后将 源102旋转至lj另一个交错的^g，如过程土央306所示。当已经获得了最后图像 帧时，如过程±央308所示，过程的获取阶段完成，图像St勾开始。在重构时间^D糊图像帧之前，重构高分别率合成图像，如过程块310所 示。这是常规滤波的反投影重构，使用在全部的获得的图像帧中的交错投影。 由于在交错的视图角度获得图像帧，它们集#$|供了 k空间的完 样，可以 用常规图像重构方法来产生无伪像的合成图像。由于合成图像被用于重构每一 个图像帧，通过从它减去对照之前的掩模图像以消除固定组织来"编辑"合成 图像，如过程块312所示。另外，为了掛共高度受约束的图像重构过禾舒膽循 的稀疏的数据集，在每一个获得的图像帧中的单个投影视图都从其减去了来自 掩模图像的相应的投影视图。时间分辨的图像帧序列随后被重构并显示。进入一个循环，在该循环中使 用本发明的高度受约束的反投影方^^反投影构成图像帧的有限的视图组，如 过程i央314所示。如以下将参考图9更详细地说明的，每一个图像帧都如在316 所^行处理，直至如决策i央318所确定最后一个图像帧被重构。随后可以显示重构的图像帧，如在过程±央320所示。用户可以播放完整的图像帧序列以观 察造影剂流入到所关注的脉管系统，或者用户也可以选择一个或多个图像帧， 呈现最佳的诊断信息。还可以组合相继的图像帧，以改善图像SNR，且当产生了3D图像时，通 常从它们产生2D MP投影图像。在，实施例中，使用在扫描的动态阶段期间所获得的交错的投影组来构 成合成图像。可以在构成合成图像中使用所获得的投影的全部组，当扫描的动 态阶段延伸了较长的时间期间时，这会包括在相同投影角度获得的一组或多组 投影。在此情况下，对重复的投影视图中的相应值取平均以改善SNR。另一方面，还存在一些临床应用，其中并未使用全部所获得的交错投影的 组来重构合成图像。例如，当使用造影剂时，在动态研究期间的不同时间，对 象看起来相当不同。为了反映对象中的这种变化，可以用少于所获得的全部投 影的组来重构一个合成图像，以便合成图像^i:变化中的X^的最新状态。CTA 扫描的这个变化在图10中被示出，在这里块245—252表明发生在动态研究期 间的相继图像帧的获取。如果要重构的下一个图像帧由±央249来表示，通过将 11=3个以前所获得的图像帧与当前图像帧相组合可以构成最新的合成图像。更具 体地，n个先前图像帧和当前图像帧的交错的k空间投影视图如过程块252所示 地被组合，最新的合成图像就依据这，影组而被重构，如过程块254所示。 在随后的图像帧249的高度受约束的反投影过程中，如过程块212所示，j顿 最新的合成图像。
仍然参考图IO， Mn个先前所获得的图像帧和当前图像帧的窗 口来构成最新的合成图像，它非常准确地反映了被检查鄉的当前状态。当对 象中的变化发生得相对较慢时，可以增大n以包括更多先前所获得的图像帧。 这样可改善所得的最新合成图像的质量。另一方面，当对象中的变化发生得快 时，可以将n减小到n=l个图像帧，以便适当的反映被成像，的真实状态。 这样，在高SNR为一方而动态变化的更准确描述为另一方之间就有一个折衷， 皆源于n的选择。如果是在完成动态扫描后重构图像帧，则用于更新合成图像的所获得的图 像帧窗口可以延伸包括那些在当前图像帧之后获得的图像帧。例如，可以以被 重构的图像帧为窗口中心，在当前图像帧的前后所获得的其它图像帧基本上等量。或者，当前图像帧可以在窗口之初获得。在这种所获得的图像帧的后处理 中，多个不同图像帧可以被重构，其中可以改变窗口尺寸和窗口相对于当前图 像帧的定位，以获得最佳结果。
还有一些临床应用，其中可以由在扫描动态获取阶段之前所获得的投影来 重构合成图像。在图11中示出了这样的过程，其中在开始时获得了高^M率和
高SNR合成图像，如在过程块260所示，并且是用常规滤波的反投影方&^重 构的，如在过程±央262所示。随后34A—个循环，在循环中尽可能快地获得并 显示图像帧。
如在过程±央264所示，如上0M地以最少数量的投夢^见图获得图像帧。如 在过程块266所示，这，影与合成图像对齐(aligned)，准(registered)，以 测量对象的平移和旋转运动。这个运动信息被用于移动合成图像，以便使其与 X豫的当前位置对齐，随后用在高度受约束的反投影方法用对准的(registered) 合成图像来重构图像帧，如在过程i央268所示。如在过程决270所示，显示帧 图像，而系统在决策±央272出形成分支以获得下一帧图像，如在过程i央274所 示。可以意识到，如果使用图7所示的在8毫秒中获得一帧图像的CT系统来实 施本发明的该实施例，就可以以最高每秒125帧的速度产生帧图像，这取决于 用于提供近乎实时的对象图像的计算能力。
具体参考图9，使用本发明的高度受约束的反投影方法，在上述全部实施 例中重构图像帧。尽管有多种不同方式使用本发明来重构图像帧，在 实施 例中，在加权反投影之前要执行归一化处理。如在过程±央326和图15所示，对 于在当前图像帧中的每一个衰减轮廓P，在同一视图角度计算一个相应的合成图 像衰M^廓Pc。合成图像的这个重新投影(reprojection)是一愧变换(Radon transformation),如同在"计算机断层造影术原理:设计、伪像、和最近的发展 (Computed Tomography Principles: Design, Artifacts, and Recent Advances) "， Jiang HsichSP正Press^2003,第3章中戶，的。
随后进入一个循环，其中在过程决328对每一个图像帧衰皿廓做归一化 处理、在过程块330进行反投影、并在过程块332与未受约束的图像帧求和。 更具体地，通过将每一个衰繊t线和P除以在相同视图角度的合成图像再次投 影中相应的衰繊寸线和Pc来归一化图像帧衰减轮廓。该归一化衰减轮廓随后以 通常的方式被反投影，但不进行任何滤波处理。所得到的未受约束的图像值与来自用于当前图像帧的其它衰M^廓求和。
当按照在决策±央334所确定的，用于当前图像帧的最后的衰M^廓已经被
处理后，用复合图像来约束重构的未受约束的图像帧，如在过程±央338所示。
这是常规矩阵乘法，其中在未受约束的图像帧中的像素被乘以在合成图像中的 相应像素值。与以前的图像重构方法形成对照，当使用本发明的重构方法时， 需要的投影少得多，从而可以非常aii的产生图像帧。源于采样不足的图像伪
像得到抑制，合成图像的较高SNR^^给重构的图像帧。
显而易见，本发明可以用于许多不同类型的x射线CT系统和许多不同的 临床应用中。对于必须以最少的投影数据快速产生图像帧的情况，本发明尤其 具有优势。在一些应用中，可以以高^f摔和SNR来對虫获得合成图像，而在 其它应用中，可以由在关键时间，在扫描的动态阶段期间所获得的投影来形成 合成图像。
一种x射线剂量会是一个重要问题的临床应用是灌注成像。在该临床过程 中，获得一掩模图像，且随后给对象施用造影剂。随着造影剂流入所关注的组 织(例如在肿瘤或动脉阻滞(arterial blockage)区域中的组织)，获得一系列图 像，可以由其计算与组织健康有关的参数。在4顿常规重构方法的典型扫描中， 可以为掩模图像获得400个投餅见图，随着造影剂^A组织，获得20到50个 图像帧中的每一个。这是相当大的x射线辐射，对于许多儿科应用来说是被认 为是过量的。
在图12中示出了根据本发明使用在图1或3中公开的系统的灌注法研究。 执行初始旋转，以获得如在过程块400所示的注入前掩模。该掩模图像以全x 射线剂量来获得。在获得注入前图像数据后，如在过程±央402所示，施用造影 齐U。造影剂可以通3iM常的动脉注射被注入，但tW的在静脉内引入，由此减 小病人的侵害感和过程的不适感。
如在过程±央404所示，随后以低剂量获得一系列图像帧。在第一tte实施 例中，M过旋转门架、并在旋转期间获得数量较少的投影视图来实现。例如， 尽管在正常扫描期间可以获得400个投影视图，但在该低剂量获取期间仅获得 40个投影视图。如在决策块408所确定，如在过程±央306所示的，重鼓至获 得全部想要的图像帧。然而，尽管可以为每一个图像帧获得40个视图，但它们 是不同的视图。更具体地，为每一个图像帧获得的投影视图是等间隔的，并与为其它图像帧所获得的投穀见图相交错。
在该实施例中的每一个图像帧包括数量较少的投影视图(例如，40个视 图)。结果，对象接收的X射线剂量只有为每一个图像帧获得完全采样的图像(例 如400个视图)的情况下所接收的X射线剂量的十分之一。
在问题的第二M军决方法中，每一个图像帧获得完整的一组400个投影视 图。然而，在劍军决方法中，通过减小由x射线源产生的x射线束的5雖来向 X豫传送较低的x射线剂量。鄉常M减小x射线管电流来实现。当然，通 过以这种方式减小x射线束强度，可以预见到所得重构图像的SNR被减小相应 的量。然而，通舰行如下戶脱的高度受约束的反投影，损失的SNR得以收复。
在用上述任一低剂量方法获得图像帧之后，获得的掩模投影视图被减去， 如在过程i央410所示。这是从每一个所获得的图像帧投影视图中的衰减值减去 在相同视图角度获得的掩模图像投影中的相应衰减值。结果得到的图像帧投影 视图指示在由造影剂灌注到被检査组织中所弓跑的x射线衰减中的差异。
在重构灌注(perfusion)图像之前，如在过程决412所示，重构高^l)辛率 合成图像。这是使用来自全部所获得的图像帧的不同投影视图的常规滤波的反 投影重构。由于在第一实施例中是以交错的视图角度获得图像帧，它们集体提 供完整的氡空间(Radonspace)采样，可以用标准重构方fe^产生无伪像、高SNR 的合成图像。在上述第二解决方法中，为每一个图像帧获得的相应低剂量视图 被平均化，以提供比由低剂量视图的一个完整组所产生的合成图像的SNR更高 的合成图像。
.时间力，的灌注图像帧系列随后被重构并显示。SA—个循环，其中用上 述的和在图9中所示的高度受约束的方fe^反投影构成一个图像帧的不同视图 的有限组，如在过程±央414所示。如在416所示，重构每一个灌注图像帧，如 在决策±央418所确定，直至最后的灌注图像帧被St勾。随后可以显示重构的灌 注图像帧，如在过程决420所示，^进一步处理，以 组织 状况 的图像。
通过使用本发明的高度受约束的图像重构方法，合成图像的高SNR被传送 给每一个重构的图像帧。因此可以以给病人低得多的x射线剂量来获得每一个 图像帧。在该具体实施例中，总x射线剂量被减小到几乎是以前灌注成像方法 的十分之一。螺旋计算机断层造影技术(CT)对于CT而言是一种比较新的方法，其允
许在膽穿过CT门架的同时连续i舰行数据收集。 x射线源和检测器以连续的
视图角度按所需的视图在对象周围旋转，且对象缓慢地轴向移动穿过门架。这
可劍共不中断的x射线衰MW集。依据该数据，任意厚度的多个相邻或重叠
切面可以被重构，或可以重构一，合的3D图像。有了螺旋CT血管造影术 (CTA)，通过在造影材料的静脉注入后选，当的延迟，可以选择性的查看血 管结构。这结得到了极佳的血管内腔、狭小和损伤的显影。获得的数据随后用 3D显影技术(例如i科只透视图、最大强度投影(MIP)、和阴影表面显示)来显 示，以^i共脉管系统的图像。与常夫恤管造影斜目对照，CTA t维的，因此 给予了观看者更多的自由度来从不同视点观看脉管系统。
空间CTA所具有的一个问题是工作台移动的时序必须与造影剂药剂通过 所关注的脉管系统的移动相匹配。当一些血管是"晚填充的"时候，该"药剂 追赶"问题变得更困难，难以实现峰值造影增强。
该问题的一个解决方法是将本发明应用在具有多个x射线源^X^S动 的轴(z轴)分布的CT系紅，从而在造影齐硫入期间对所关注的齡3D体 謝瑰续地扫描。跑共此能力的CT系统在图13A和13B中示出。
具体参考图13A，检测器阵列516是检测器元件518的二维阵列，朝向x 射线源513排列成行和列。检测器元件518可以是常规闪烁型x射线检测器， 但也可以是电离型或CTZ检测器，读取速率至少是每秒三十帧。在雌实施例 中，检测器阵列沿着z轴延伸125cm，其包含沿z轴的2048个检测器元件和在 门架旋转方向上的1024个元件。
与检测器阵列516相对的是x射线源513，在该4腿实施例中，其包括电 子枪540和阳极组件542。如图13B中最好地显示的，阳极组件包括圆柱形阳 极544，由高Z材料如钩制成，安装成可由电机546旋转。为了冠状动脉或静 脉的应用，阳极544具有30cm的长度，其基本上定位于与延伸穿过门架中心的 z轴519平行。
相邻于旋转阳极544安装的是固定的先于病人的准直器548。准直器548 由金属构成，其屏蔽的x射线、并包括向下延伸的楔形叶瓣550，这些叶瓣沿着 阳极544的长度等距离的间隔开。阳极段在叶瓣550之间暴露，当电子束撞击 阳极段之一时，即产生x射线552的锥形波束，并在相邻的准直器叶瓣550之间延伸，进入圆柱形FOV554中。电子束可以快速移动以撞击任一暴露的阳极 段，锥形波束552因此可以被以电子方式沿着z轴移动到不同位置。在门架旋 转时，阳极组件542也围绕FOV 554旋转。它产生的锥形波束552可以这样以 任何视图角度与FOV 554相交。如图13B所示，如果锥形波束552的中心射线 由短划线556来表示，且该中心射线与圆柱形ROI表面的交点是扫描点558， FOV554的扫描可以由扫描点558的路径来定义。换句话说，FOV 554的扫 描模式由扫描点558沿如箭头560所示的圆周方向围绕圆柱形FOV 554的移动 —以及如由箭头562所示沿着轴向即z轴的移动来确定。
再次参考图13A，阳极组件542和电子枪540被封装在被抽真空的气密外 壳(未示出)中。定位电子枪540，使来自枪540的电子束564撞击阳极组件 542，以产生指向FOV 554的x射线锥开效束。电子枪540包括电子源(未示出)， 例如加热的灯丝，以产生电子，电子形成电子束564并由维持在阳极组件542 与电子枪540之间的加速电压引向阳极组件542。在电子枪540内的静电板或磁 轭(未示出)使电子束564偏转，并允许其被电子地转向至阳极组件542长度 方向上的任何位置。这样，电子束564可以被快速转向以照肿沿其z轴范围暴 露的任何一个阳极段。这种偏转提供了 x射线锥皿束焦点几乎瞬时的z轴移 动，在锥形波束焦点沿z轴移动至杯同阳极段的ffi上仅有的限制是要在任何 一段停留足够长的时间，以允许为所用的检测器元件518产战够的x射线。 在当前可用的CT扫描器中所用的检测器元件可以以每秒三十个的速率获得单 独的衰减测量值，但可以预期，在以后，其测量速率会显著增大。例如由佐藤 等人(Saito et al)在"用于3D CT 4DCT的大面积2D检测器(Large Area 2D Detector For 3D CT 4DCT)"，医学成像2001 (Medical Imaging 2001) :Physics of Medical Imaging,Proceedings of the SP正Vol.4320(2001)中描述了每秒读取900帧 的912266个元件检测器阵列。
尽管在i^实施例中使用了单个电子枪540，对于本领域技术人员应显而 易见的是可以为阳极组件542中的每一个z轴阳极段使用對虫的电子枪。除 了引导单个电子束来沿z轴扫描外，在可选实施例中，诸单独的电子束按照规 定被开闭，以沿z轴移动x射线锥 ^束的焦点。
仍参考图13A，为了将检测器阵列516与外部辐射屏蔽，并由此减小撤共 预期SNR所需的总x射线剂量，准直器570被布置在FOV 554与检测器阵列516之间。准直器网格570包括一组间隔的金属墙，其沿Z轴延伸，并与相邻检
测器元件518之间的边界对齐。这些墙吸收由外部源进入的辐射，并Plih该辐 射射到检测器元件518。目的是允许来自x射线源513的x射线iSA，同时阻挡 杂乱辐射。除了斷氏用于指定SNR的图像所需的x射线剂量，减小x射线辐射
意味着可以沿z轴以更高速率扫描锥形波束。
为了用图13A和13B的多源扫描器将本发明应用于CTA扫描，FOV 554 被分割为多个区。每一个沿z轴519布置的锥形波束x射线源有一个区。如下 所述，为每一个区重构单独的合成图像，并在一个区接着一个区的基础上用这 些合成图像重构图像帧。
具体参考图16，在使用图13A和B结构的CTA扫描中的第一步是获ff!S 模图像，如在过程i央570所示。这是FOV554的完整扫描，包括由每一个x射 线源获得的300个或更多个视图。用常规锥形波束重构方法，例如在以上Jiang Hsieh的书中第3章戶脱的，为每一个区重构3D掩模图像。
随后施用造影剂，如在过程块572所示的，并^A—个循环，在循环中随 着造影剂流经FOV554中的脉管系统获得一系列图像帧。更具体地，使门架旋 转，为每一个x射线源位置获得一个图像帧，如在过程±央574所示的。这縣 样非常不足的获取，在180度的门架范围内为每一个x射线锥形波束x射线源 获得30个等间隔的视图角度。因为以略微不同的时间舰每一个源通电，尽管 检测器阵列516是单个组件，但为每一个x射线源获得的锥,束数据还是分 开的。如在过程±央576所示，获得其它的图像帧，直至如决策i央578所确定， 完成扫描。然而，每一个其它的图像帧是以不同视图角度获得的，其中的视图 角度与其它所获得的图像帧的视图角度相交错。结果，在扫描完成时，每一个 锥形棘x射线源已经为其各自的区获得了充分采样的锥形棘数据集。
如在过程决580所示，用在扫描期间获得的全部视图来重构用于每一个区 的合成图像。因为如上所述，每一个区被充分采样，与以上论述的掩模图像重 构一起，使用了常规锥形波束图像重构方法。如在过程决582所示，区的掩模 图像随后被从相应区的合成图像中减去。另外，为了提供更稀疏的数据集，在 所获得的掩模中的投影视图M/人获得的图像帧中的相应投^1图中减去。
接下来执行图像帧重构。如在过程块584所示，用上述的和在图9中所示 的高度受约束的重构方法为一个区重构一个图像帧。这是用相应区的合成图像，在图像帧获取期间由一个X射线源获得的有限数量视图的三维受约束的反投影。 尽管用于重构每一个图像帧的焦点位置数很小，但这被从每一个焦点位置发出 的大量射线路径所补偿。对于稀疏jfiL管造影或灌注数据的3D体的重构来说，可 以获得具有约300个焦点位置的良好结果。参见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 (超快速体CT扫描器的可行性研究)"，Fully 3D meeting, St,MaJo,2003年5月。
如在过程i央586所示，为每一个区重构图像帧，当如在决策i央588所确定， 已经处理了最后的区时，下一个图像帧被重构，如在过程±央590所示。三维区 图像帧可以被合并，以构成整个FOV554的一个图像帧。当如在决策i央592所 确定，己重构了最后的图像帧时，合并后的图像帧被存储并显示，如在过程±央 594所示。
还有可以应用本发明的其它临床应用。例如，冠，流量储备的确定涉及 两个系列图像帧的获取， 一个是在施用引起血管舒张的物质之前，例如双嘧哌 胺醇(dipyridamole),另一个是紧接在施用血管舒张药之后。第一时间系列的心 脏图像在获得掩模图像和造影剂注A^后获得。在造影剂第一次流经心脏期间， 以降低的剂量来获得这些心脏图像帧。施用血管舒张药，在造影剂注入后获得 第二系列的低齐糧心脏图像帧。由第一系列交错的心脏图像帧重构合成图像， 其被用于根据本发明的高度受约束的反投影方法重构第一系列中每一个1>脏图 像帧。随后由第二系列中的低剂量心脏图像帧重构第二合成图像。该第二合成 图像被用于根据本发明的高度受约束的反投影方法重构第二系列中的每一个心 脏图像帧。反映平均转换时间(MMT)和血管血量的参数图像从每一系列重构 的冠状图像帧计算，并且这些图像被合并以提供在施用血管舒张药前后血流量 的参数图像。在血管舒张前后的血流量的比表示在每一个图像像素和相关的血 管床的冠状血流量储备。在按上述的灌注检查的情况下，可以以几乎为正常所 需x射线剂量的十分之一的齐糧来获得该血流量储备图像，以产生临床可接受 的图像。
权利要求
1、一种用于产生位于计算机断层造影(CT)系统的视场(FOV)中对象的图像的方法，包括以下步骤a)用CT系统获得位于FOV中的对象的一组投影视图；b)用CT系统生成一合成图像，该合成图像指示在位于FOV中的对象的每一个合成图像像素的衰减值；及c)重构对象的图像，方法是c)i)将组中每一个投影视图反投影到FOV中，并以在合成图像中的相应像素的衰减值加权反投影到每一个图像像素中的值；及c)ii)将每一个图像像素的反投影值求和，产生所述图像。
2、 如权利要求l所述的方法，其中在步骤c)i)中将每一个图像像素反投影值Pn计算为<formula>formula see original document page 2</formula>其中P4皮反投影的投影视图值； Cf在合成图像中的相应像素衰减值； !^沿着反投影路径的第n个像素的衰减值；及 ^反投影路^il的像素总数。
3、 如权利要求l所述的方法，其中步骤b)包括编辑合成图像，以移去其中 的对象，并由此实质上减少在重构图像中该^的出现。
4、 如权利要求l所述的方法，其中加权步骤c)i)包括用来自合成图像的相应投影视图来对每一个投影视图做归一化处理，并将反投影值乘以合成图像中 的相应像素。
5、 如权利要求1 0M的方法，其还包括d) 重复步骤a)和c)，以重构一系列图像，示出在检查期间的对象；及e) 在该系列图像的重构过程中周斯性地更新合成图像，以在其中示出在检 查期间发生在，中的变化。
6、 如权利要求5所述的方法，其中合成图像的更新包括使用在步骤a)所获 得的投影视图来重构合成图像。
7、 如权利要求1所述的方法，其中M用CT系统响应于表示对象中戶，择的生理事件的选通信号来获得数据以产生合成图像，以及执行步骤a)以响应 表示戶，择的生理事件的 信号。
8、 如权利要求7戶腿的方法，其中戶腿择的生理事件^tm心脏的心动阶段。
9、 如权利要求1戶腿的方法，其中重复步骤a)和c)，以获得多组投餅见图， 并重构相应的多个图像，其中在步骤a)获得的投影视图的每一组与在获得的投 影视图的其它组中的投影视图相交错，Mil组合交错的在步骤a)获得的投B^见 图组来产生合成图像。
10、 如权利要求1所述的方法，其包括当执行步骤a)日愤测)(豫的位置， 并将合成图像对准检测到的膽位置。
11、 如权禾腰求l戶腿的方法，其中FOV^H维的，产生三维图像，并且 在步骤c)重构的图像I^^)是/";^卜Z(尸(W,-"C(x，;^)(,鋪/尸c (as^W其中和(2:)魏所获得的组中的全部投餅见图；1(x^)是在FOV像素位置x，y,z的图像值；P(r, )是在视图角度6 、小获得的 视图的反投影值；Cto)是在像素位置x,y，z的合成图像值；及Pc(r，e》)是从在 视图角度e、 4)的合成图像投影的轮廓值。
12、 如权利要求1戶腿的方法，其包括d) 获得掩模图像，其在其每一个图像像素示出在施用造影剂之前位于FOVe) 在执行步骤a)和b)之前给赠施用造影剂；及.f) 在执行步骤c)之前，从合成图像中减去掩模图像。
13、 如权利要求12所述的方法，其中掩模图像和合成图像都以投影视图组 的形式获得，而步骤f)^I过从合成图像组中的相应投影视图减去掩模图像组 中的投影视图来执行。
14、 如权禾腰求12戶腿的方法，其中舰从合成图像中的相应像素减去掩 模图像中的像素来执行步骤f)。
15、 如权利要求1臓的方法，其包括d)以一组投斜见图的形式获得掩模图像以；e) 在执行步骤a)和b)之前，给只橡施用造影剂；f) 在执行步骤c)之前，从该组中每一个投影视图减去在步骤d)获得的相应 投影视图。
16、 如权利要求15戶服的方法，其包括g) 在执行步骤c)之前，从合成图像减去掩模图像。
17、 如权利要求1戶欣的方法，其还包括d) 重复步骤a)和c)，以重构一系列图像帧，示出在检査期间的对象；及e) 在执行步骤c)之前将合成图像对准每一组图像帧投夢3见图。
18、 如权利要求i戶;M的方法，其包括d)在用于执行步骤a)的视图角度再次投影合成图像；及 其中在步骤c)i)的加权包括了通过将其中的值除以在相同视图角度的合成 图像的投影视图中的相应值来归一化每一个投f^见图。
19、 一种用于产生位于计算机断层造影(CT)系统的视场(FOV)中的对象图像的方法，包括以下步骤a) 用CT系统获f割立于FOV中的Xm的一组投f"见图；b) 重复步骤a)以获得其它组的投影视图，其中获得的诸组投穀见彼此相交错；c) 由获得的投影视图重构合成图像，其表示在位于FOV中的m的每一 个合成图像像素的衰减值；及d) 重构对象的帧图像，方法是 d)i)X寸戶;M诸组投f3见图中的每一个投影视图做归一化处理；d)ii)将每一个归一化的投^M图反投影到FOV中； d)iii)将用于该组投影视图的反投影的像素值求和；及 d)iv)将求和的像素值乘以在合成图像中的相应像素值。
20、 如权禾瞍求19戶脱的方法，其中重复步骤c)和d)，以产生其它的帧图像，其中在步骤c)用于重构合成图像所获得的投影视图被更新，以反映随着时 间的变化Wm中发生的变化。
21、 如权利要求19戶腿的方法，其包括获得并重构X豫的掩模图像；在执 行步骤a)之前将造影剂注入到)(像中；以及从在步骤c)产生的合成图像减去掩 模图像。
22、 一种用于产生位于计算机断层造影(CT)系统的视场(FOV)中m 图像的方法，其中计算机断层造影(CT)系统具有沿旋转轴布置的多个x射线源，包括以下步骤a) 用每一个x射线源获得多个图像帧，每一个图像帧都包括对象的一组投 影视图，在每一组中的投影视图都与其它组中的投影视图相交错；b) 由在多个投餅见图的组中的交错的投餅见图，为每一个x射线源重构区 合成图像；c) 用对应于该区的投影视图和用于该区的合成图像，为一个区重构图像d) 重复步骤c)，以重构其它的区图像帧；及e) 组^1者区图像帧，产生所述图像帧。
23、 如权利要求22戶腐的方法，其中步骤c)包括C)i)归一化与该区相对应的每一个投影视图；c)ii)将每一个归一化的投餅见图反投影到FOV的区中；C)iii)在该区中的每一个像素对在步骤C)ii)产生的反投影值求和；及c)iv)以用于该区的合成图像中的相应像素值加权反投影值。
24、 如权利要求22所述的方法，其中包括为每一个区获ffM莫图像；在执行步骤a)之前给赠施用造影剂；及步骤b)包括从每一个区合成图像减去相应的区掩模图像。
25、 一种用于产生在计^n断层造影(CT)系统的视场(FOV)中对象的 多个图像帧的方法，包括以下步骤a) 获得多个低剂量图像帧，每一个图像帧都包括，的一组投影视图；b) 通过组合来自所获得图像帧的投鋭见图来重构合成图像；及 C)重构每一个图像帧，方法是C)i)用来自合成图像的信息归一化每一个图像帧投影视图；C)ii)反投影每一个归一化的投影视图；C)iii)求和反投影值；及c)iv)以合成图像加权反投影值。
26、 如权利要求25戶脱的方法，其中每一个低剂量图像帧包括投i^见图，其对氡空间不足采样，在每一个获得的低剂量图像帧中的投影视图与在其它获 得的低剂量图像帧中的投影视图相交错，通过〗OT基本上全部交错的投影视图 在步骤b)重构合成图像。
27、 如权利要求25戶腿的方法，其中每一个低齐懂图像帧包括以斷氐的x射线束强度所获得的投影视图，通过将基本上全部在相同视图角度获得的投影视图求平均，在步骤b)重构合成图像。
28、 一种用于获得位于计算机断层造影(CT)系统的视场(FOV)中组织 的灌注图像的方法，包括以下步骤a) 用CT系统获得组织的充分采样的全剂量掩模图像；b) 施用造影剂；C)用CT系统获得组织的一系列低齐懂图像帧；d) 从在步骤b)所获得的图像帧投影视图减去在步骤a)所获得的掩模图像投 影视图，来产，异图像帧投^^见图；e) 组并来自多个所述图像帧的差异图像帧投影视图，并由其重构合成图 像；及f) 重构灌注图像，方法是f)i)将来自所获得图像帧的每一个差异图像帧投影视图反投影到FOV中，并以合成图像中的相应像素f動淑反投影到每一个图像像素中的值；及f)ii)对每一个图像像素的反投影值求和。
29、 如权利要求28所述的方法，其中在步骤f)i)将每一个图像像素反投影 值计算为<formula>formula see original document page 6</formula>其中P^被反投影的投影视图值； Cf在合成图像中的相应像素衰减值；1^=反投影路径上的第11个像素的衰减值；及 申反投影路^Ji的像素总数。
30、 如权利要求28所述的方法，其中在步骤f)i)的加权步骤包括使用来自 合成图像的相应投影视图归一化每一个图像帧差异投影视图，并将反投影值乘 以合成图像中的相应像素。
31、 如权利要求28所述的方法，其中步骤C)^1过以采样不足的投影视图 的组的方式获得每一个图像帧来执行，其中的采样不足的投影视图的组与其它 图像帧所获得的投影视图相交错。
32、 如权利要求28戶腿的方法，其中步骤c)魏过以降低的x射线束弓艘 获得每一个图像帧来执行。
33、 如权利要求31戶腿的方法，其中M将在不同视图角度所获得的图像 帧差异投影视图组合到数据集中，并用组合的数据集重构合成图像来执行步骤 e)。
34、 如权利要求31所述的方法，其中ilil^在相同视图角度获得的图像帧 差异投影视图求平均并用平均的图像帧差异投影视图重构合成图像来执行步骤 e)。
全文摘要
在对象的动态研究期间获得二维或三维时间分辨的CT帧图像。产生合成图像，通过以合成图像中的相应值加权为该图像帧获得的每一个投影视图的反投影，合成图像被用于重构每一个CT帧图像。该加权的反投影允许以少得多的对象投影视图来产生无伪像的图像帧。合成图像可以由单独获得的视图来重构，或者其可以通过组合在动态研究过程期间所获得的视图来产生。
文档编号G06T11/00GK101300600SQ200680024410
公开日2008年11月5日 申请日期2006年7月6日 优先权日2005年7月8日
发明者C·A·米斯特拉 申请人:威斯康星校友研究基金会