专利名称：创建基于ct的衰减图时对外来物体的说明的制作方法
技术领域：
下文涉及成像技术。它特别应用于基于来自诸如计算机断层摄影(CT) 成像的一种模态的图像生成衰减图，以用于后续基于核的成像，例如单光 子发射计算机断层摄影(SPECT)成像、正负电子断层摄影(PET)成像， 等等，并将特别参考这些成像进行描述。然而，它更普遍应用在基于计算 机断层摄影(CT)成像生成衰减图，以用于诸如辐射治疗计划的其它应用。
背景技术：
在SPECT成像、PET成像或利用施予放射性药物的其它类型成像中， 发射辐射在其通过被成像对象时的衰减优选地在图像重建期间进行说明。 为此，有利地提供成像对象的衰减图。可基于对人体模型中衰减的测量， 或基于第一性原理计算，对衰减图进行估算。然而，这些估算的衰减图可 将误差引入图像重建。
可基于从成像对象中采集的CT成像数据生成成像对象更精确的衰减 图。这种CT成像数据可使用辐射源来采集，所述辐射源布置成发射诸如 由x射线管生成的x射线、Gd-153线源生成的辐射等的辐射穿过对象。由 透射CT投影数据产生的CT图像表示穿过(即，透射通过)成像对象的辐 射吸收。这种辐射吸收定性地类似于由放射性药物发射出的伽马射线的吸 收。例如，相比更柔软的组织，骨骼更强烈地吸收x射线和伽马射线。因 此，CT成像数据可用于估算由放射性药物发射出的伽马射线的衰减图。典 型地，定标因子用于将Hoimsfidd单位的CT像素值转换为在由放射性药物 发射出的伽马射线的适当能量下的线性衰减系数(LAC)。在双线性定标方 法中，使用"骨骼"定标因子对超过一定阈值的像素值进行标定，而使用 "组织"定标因子对低于该阈值的像素值进行标定。基于假设的物理吸收 特性对这些区域的每个中的适当定标因子进行测量或计算。
当成像对象含有除骨骼和组织之外的外来元素时，将出现问题。这些
外来元素例如可包括金属植入物、用于对比增强成像而施予的造影剂、合 成植入物等。为了说明这些外来元素，有时通过将对应位于骨骼阈值处或
骨骼阈值以上的CT像素值的吸收图像素值固定到固定衰减值，来修改双 线性定标方法。
发明人已发现使用这种在根据CT数据生成衰减图中的固定值会在 SPECT、 PET或其它基于射电发射的成像数据重建中产生误差。固定值不 能充分代表伽马射线被外来物体的吸收。对外来元素使用固定衰减值可能 会无法反映外来物体中衰减的等级，并且可能在外来物体的边界或边缘处 人为引入衰减突变。衰减图中的这些人为特征将转化为在SPECT、 PET或 其它基于射电发射的图像中的图像伪影。
发明内容
根据一个方面，公开了一种用于生成衰减图的方法。将经重建的断层 摄影图像的图像元素分割为至少第一、第二和第三类。使用第一图像元素 值相关的衰减变换对第一类的每个图像元素进行变换。使用不同于第一图 像元素值相关的衰减变换的第二图像元素值相关的衰减变换对第二类的每 个图像元素进行变换。使用不同于第一和第二图像元素值相关的衰减变换 的第三图像元素值相关的衰减变换对第三类的每个图像元素进行变换。
根据另一个方面，公开了一种成像方法。使用如该发明内容中第一段 所述的方法生成衰减图。使用衰减图将采集的单光子发射计算机断层摄影 (SPECT)或正电子发射断层摄影(PET)图像数据重建为SPECT或PET 图像。
根据另一个方面，公开了一种辐射治疗方法。使用该发明内容中第一 段所述的方法生成衰减图。使用衰减图规划发射治疗期。
根据另一个方面，公开了一种衰减图生成器，用于对经重建的断层摄 影图像进行处理以生成衰减图。基于表格的衰减变换包括含有条目的査找 表，这些条目用于将经重建的断层摄影图像的图像元素值变换为衰减值。
根据另一个方面，公开了一种查找表，使用提供了与除组织和骨骼以 外的物质或物体类型对应的图像元素值相关的衰减变换的衰减系数对其进 行预编程，该查找表被配置在衰减图中使用，以生成可在断层摄影图像上
操作的方法。
一个优点在于生成更精确的衰减图。
另一个优点在于更精确的SPECT、 PET或其它基于射电发射的成像数 据重建。
另一个优点在于减少图像伪影。
对于本领域的普通技术人员而言，在阅读以下对各优选实施例的详细 描述后，许多附加的优点和益处将变得显而易见。
本发明可采用各种部件和部件布置的形式，以及多种处理操作和处理 操作布置的形式。附图仅用于说明各优选实施例，而不应理解为限制本发 明。
图1示出了示例性组合SPECT/CT成像系统，其便于基于由CT图像 生成的衰减图执行包括衰减校正的SPECT成像。图1图表解地示出了各成 像数据处理部件；
图2示出了适当的分割方法，其中分割将外来区域分割为两个不同的 类， 一个为造影剂，另一个为金属植入物；
图3示出了另一适当的分割方法，其中分割将任何既不是组织也不是 骨骼的区域分割为外来区域，而不区别外来区域对应于何种外来元素；
图4针对骨骼、基于碘的造影剂和金属植入物区域以Hounsfidd单位 标绘出作为CT图像元素值的函数的140 keV下伽马射线的估算线性衰减系 数(LAC)。
具体实施例方式
参照图1，组合单光子发射计算机断层摄像/透射式计算机断层摄像 (SPECT/CT)的成像系统8提供CT和SPECT成像两者的能力。所示的 示例性SPECT/CT成像系统8为Precedence SPECT/CT系统(可从飞利 浦医疗系统得到，其美国办事处在加州的米尔皮塔斯市)。
CT扫描器包括具有膛12的透射式CT机架外壳10。成像对象被放置 在支架14上并被移动进入膛12。 CT机架外壳10限定了膛12和包绕元件
(未示出)，所述包绕元件包括以相对方式安装在旋转机架上的X射线管和
x射线探测器阵列。当机架旋转时，x射线管和x射线探测器阵列共同围绕 膛12中的成像对象旋转，以采集跨过全360°旋转或跨过较小一段弧、或跨 过多次旋转等的CT投影数据。在一些CT成像序列中，成像对象支架14 在成像数据采集过程中保持不动，以在由x射线管和x射线探测器阵列的 几何形状定义的、对应于探测器阵列排的一个或多个平行层上生成成像数 据。例如， 一些SPECT/CT系统包括六层CT扫描器，而一些其它的 SPECT/CT系统包括十六层CT扫描器。通过在扫描之间移动对象支架14 以进一步沿着膛12改变成像对象位置，并且用这样改变位置后的成像对象 采集附加层的CT成像数据，从而任选地对附加层进行采集。在其它CT成 像序列中，成像对象支架14在成像数据采集过程中沿与机架旋转平面横向 的方向连续移动，以采集螺旋计算机断层摄影成像数据。采集的CT成像 数据为CT投影数据20-每个投影表示在机架旋转过程中沿着x射线探测器 阵列元件的位置和x射线管之间的线性路径的x射线衰减。CT重建处理器 22使用滤波反向投影、基于傅立叶变换的重建或另一种重建算法对CT投 影数据20进行重建，用以生成由图像元素构成的CT图像24，图像元素例 如(二维图像或多个二维图像切片的)像素或(三维图像的)体素。在一 些实施例中，CT图像24具有由以下给出的Hounsfidd单位(HU)的图像 元素tt，(参见，例如，Kinahan等人的"X-ray-Based Attenuation Correction for Positron Emission Tomography/Computed Tomography Scanners "， Seminars in nuclear Medicine Vol. XXXIII， No. 3(July 2003》<formula>formula see original document page 11</formula>
其中，^)表示图像元素r处的衰减值，其通常为x射线光子能量的函数， ^为对应于水的图像元素的衰减值，而m/(。为图像元素r处的Hounsfield 单位值(也称为"CT数")。请注意，水的CT数被定义为等于零。典型地， 空气、真空或其它辐射可透过介质具有约为-1000的CT数(即，4空气)《0)， 而脂肪组织具有约为-100的CT数。骨骼的CT数取决于其密度-例如，相 对密度低的松质骨具有约为100到300的CT数，而相对密度高的皮质骨 具有约为1000到2000的CT数。尽管Hounsfield单位或CT数是通常用于
CT图像的常规表示，但是可以预见的是在CT图像24中使用另一种表示。 CT图像24通过衰减图生成处理器26进行处理，以产生衰减图30。
SPECT/CT成像系统8还使用分别由自动化机械手臂(robotic arm) 36、 38支撑的两个辐射探测器头32、 34来提供伽马摄像能力。自动化机械手臂 36、 38使探测器头32、 34能够围绕放置在对象支架14上的成像对象移动， 以采集跨过180。、 270。或另一选定角弧的成像对象视图。探测器头32、 34 包括准直器，以致每个探测到的辐射事件被认为源自沿着可识别的线性或 窄角投影路径，以使得采集的SPECT数据为SPECT投影数据40的形式。 SPECT重建处理器42使用滤波反向投影、迭代重建算法、基于傅立叶变换 的重建算法或另一种重建算法对SPECT投影数据40进行重建，以生成由 图像元素构成的SPECT图像44，图像元素例如(二维图像切片或平行二维 图像切片阵列的)像素或(三维图像的)体素。
所示的CT扫描器使用x射线管以生成用于透射通过对象的x射线。 在其它实施例中，可使用其它类型的辐射源来生成用于透射生成CT图像 24的辐射，根据该CT图像24生成衰减图30。例如，可使用一个或多个 伽马相机探测器头并与放射性同位素源一起操作来采集CT图像，放射性 同位素源，例如Gd-153线源被定位成使辐射透过对象到达探测器头。通过 旋转探测器头和透射放射性同位素源，可在能够进行CT图像重建的角度 范围内采集CT投影数据。
SPECT重建处理器42使用根据CT图像24生成的衰减图30，以对伽 马射线的衰减进行说明，并任选地对散射或成像对象的其它次级效应进行 说明。因此，适当地从成像对象的与CT成像数据20相同的区域采集SPECT 成像数据40。由于成像系统8的CT和SPECT扫描器部分在空间上偏移， 因此这可适当地通过移动对象支架14以在CT和SPECT扫描之间改变成 像对象位置来实现。
为了在SPECT重建中使用衰减图30，使用在成像对象上布置或中植入 的基准标记，或使用内配准标记，例如器官的独特元素或其它感兴趣的解 剖特征，或基于SPECT与CT成像区域之间偏移量的先验知识，将衰减图 30 (或打底的CT图像24)与SPECT或PET成像数据在空间上进行配准。 在一些实施例中，使用Systegra Image Fusion 软件(可从飞利浦医疗系统
得到，其美国办事处在加州的米尔皮塔斯市)来将衰减图30 (或打底的CT 图像24)与SPECT图像44进行配准。
SPECT/CT成像系统8为说明性示例。在其它实施例中，采用正电子/ 电子断层摄影/透射计算机断层摄影(PET/CT)成像系统，其采用由CT成 像生成的衰减图进行PET成像数据重建。PET/CT成像系统的示例为 Gemini PET/CT成像系统(可从飞利浦医疗系统得到，其美国办事处在 加州的米尔皮塔斯市)。此外，本文所公开的设备和方法并不局限于核成像 系统结合CT成像系统的组合系统。例如，在一些实施例中，可使用独立 式CT成像系统采集CT图像，并且可使用分立的独立式SPECT或PET成 像系统采集SPECT、 PET或其它核成像数据。
由CT图像数据生成的衰减图30可用于除了解释在重建核成像数据中 的吸收或其它次级效应外的其它目的。例如，衰减图30可用于规划辐射治 疗期。对于辐射治疗应用，CT扫描器可与辐射治疗设备进行整合(类似于 所示的组合SPECT/CT 8，但使用辐射治疗递送系统部分替换SEPCT扫描 器部分)，或CT扫描器可为独立单元，并且使用外或内基准标记实现基于 CT的衰减图与辐射治疗系统的配准。
在描述了基于CT的衰减图30的一些示例应用后，对所示示例的衰减 图生成处理器26进行更详细的描述。
图像分割处理步骤或分割器46基于图像元素值、区域连通性或其它分 割基础将CT图像24分割为多个区域。实质上可使用任何类型的图像分割 算法，例如区域增长技术、可变形曲面拟合技术等。在一些实施例中，图 像分割器46实现为使用感兴趣区域(ROI)识别工具执行分割任务。图像 分割器46将CT图像24的各图像元素分为三类或更多类中的一个(i)组 织区域类50; (ii)骨骼区域类52; (iii)外来元素区域类54。
简要参照图2，尽管在示例图1中示出单一分类的外来区域54，但是 应当领会的是可有两个或多个不同的外来区域分类。例如，金属植入物区 域542的图像元素可具有与骨骼区域52的图像元素相比更高的CT数；而 造影剂区域5+的图像元素可具有介于组织区域50的平均CT数与骨骼区 域52的平均CT数之间的CT数。因而，在该示例中，图像分割器46参考 造影剂外来区域类5^ (例如，其具有高于组织CT数范围而低于并略重叠
于骨骼CT数范围的CT数范围)和金属外来区域类542 (例如，其具有大 于骨骼CT数范围的CT数范围)适当地分割图像。
简要参照图3，在另一方法中，分割单一分类的外来区域54，其任选 地包括一个以上的CT数范围。例如，如图3所示，单一分类的外来区域 54包括高于组织CT数范围而低于并略重叠骨骼CT数范围的第一 CT数范 围，和高于骨骼CT数范围的第二CT数范围。该方法中的分割将任何既不 属于组织区域50也不属于骨骼区域52的区域分割为外来区域54，而不区 别每个外来区域对应于何种类型的外来元素。 一种适合用于如图3中图解 示出的进行分割的方法如下(i)首先从CT图像24中分割骨骼区域52; (ii) 一旦识别并去除骨骼区域52后，将所有具有选定阈值以上值的剩余图像元 素识别为外来物体区域54。因为一般的骨骼结构为已知，所以使用基于解 剖模型的分割技术任选地执行初始骨骼分割。
在一些实施例中，可以预见的是基于模型的分割技术直接使用有关外 来物体图像元素分布的先验知识对外来物体图像元素进行分割，例如为了 分割口服造影剂区域使用胃肠(GI)道解剖模型，或为了分割髋关节植入 物使用人工髋关节解剖模型。
参照图l，组织区域50的图像元素通过适于组织区域50的第一值相关 的衰减变换60进行变换。第一值相关的衰减变换60输出对应于组织区域 50的CT数的估算伽马射线衰减值。类似地，骨骼区域52的图像元素通过 适于骨骼区域52的第二值相关的衰减变换62进行变换。第二值相关的衰 减变换62输出对应于骨骼区域52的CT数的估算伽马射线衰减值。外来 区域54的图像元素通过值相关的衰减变换64类似地进行变换，尽管选定 方法取决于如何分割外来区域54。变换后的图像元素定义了变换图30。
参照图1和图2，如果外来区域54被分割为不同的类54,、 542，则每 个类54卜542通过其自身值相关的衰减变换6+、 642适当地变换(见图4)。
参照图1和图3，如果分割识别既不是组织也不是骨骼的单一分类外来 区域，则图像元素值相关的衰减变换64适当的为表示每个选定外来元素类 型特征的可选线性衰减系数变换。基于区域的形状或密度适当地选择对应 于每个外来区域的外来元素类型。例如，密度相对较低的管状外来区域网 络(例如，其具有小于或略重叠于骨骼CT数范围下限的CT数)可能对应
于血管造影剂外来元素类型；而具有高于骨骼CT数范围的CT数的图像元 素的致密区域可能为金属植入物外来元素类型。可替代地或附加地，可从 放射医师或其他用户通过用户界面79接收为每个外来区域54的外来元素 类型选择。 一旦选定外来元素类型，对应的值相关的衰减变换将被应用到 对应于识别的外来元素类型的外来区域中的图像元素。
任选地，可对与空气对应的附加区域进行分割。典型地，使用与组织 相同的图像元素值相关的衰减变换60，或者使用零或一些小的数的图像元 素值相关的恒定衰减值，对空气区域进行适合的建模(也即，空气被建模 为本质上不产生衰减)。
在一些实施例中，值相关的衰减变换60、 62和64为适合的线性衰减 系数(LAC)变换。现有的双线性衰减图定标中使用的组织和骨骼LAC变 换被分别适当地用于组织LAC变换60和骨骼LAC变换62中。每类外来 元素(例如造影剂、金属植入物等)的LAC变换64通过适当的实验进行 确定，或根据基于外来元素物质的第一性原理计算进行确定。
参照图3并进一步参照图4，在图4中标绘出了实验获得的骨骼LAC 变换62，以及实验获得的碘LAC变换64,。 LAC变换62和64,均为对应 于Tc-99m放射性同位素的峰值能量发射的140keV伽马射线，并且标绘出 使用120 kVp x射线采集的CT数。作为具体示例，对于CT数为150 HU 的骨骼区域图像元素，由骨骼LAC变换62给出的线性衰减值为0.166/cm。 对于CT数为150 HU的碘造影剂区域图像元素，由造影剂LAC变换64, 给出的线性衰减值较低，为0.158/cm。应当注意到的是，对于相同的CT 数，骨骼区域和碘区域获得不同的衰减值。在图4中，还示出了图2中金 属植入物区域542的估算LAC变换642。由于金属的高密度，金属区域期 望具有本质上比骨骼更高的衰减。
当使用图3的分割方法时，图4的示例LAC变换62、 64!、 642仍适合， 不过，对于每个外来区域64，通过经由用户界面70接收的外来元素类型选 择，或通过基于外来区域的形状和/或密度的外来元素类型确定来选择两个 LAC变换64,、 642中合适的一个。
尽管示出了LAC变换，但是应当领会的是，可使用更复杂的变换。例 如，可使用将弯曲参数并入非线性模型的二次图像元素值相关的衰减变换。
在另一项实施例中，通过一种或多种可包括或不包括CT的成像模态 采集生成衰减图的图像。根据图像像素的特性、所分割区域的形状、先验 信息、操作者的输入等，识别每个所分割区域中的物质，例如金属、陶瓷、 人工软骨、造影剂、骨骼、空气、软组织等。任选地，还可更精确地识别 物质，例如金属可被识别为手术钢、汞合金充填物等，软组织可被识别为 软骨、肌肉、血液、肝脏等。
在一些实施例中，可将识别出的物质和放射性药物的能量输入到预编 程的査找表中，以检索对应的值或衰减变换以生成衰减图。也即，值相关 的衰减变换64可包括査找表，和识别査找表中提供衰减变换的条目所使用 的第三类54的所分割区域的特征。査找表可为基于物质，列出例如常用于 植入物的某类塑料或金属，常用于造影剂的某类化学物质等，并给出对应 的衰减值。附加地或可替代地，查找表可为基于外来物体类型，列出例如 一般的植入物类型，例如髋关节植入物、膝关节植入物、螺纹植入物等， 或列出更具体的外来物体识别，例如特定髋关节植入物的部分数，等。如 果外来物体类型包括一种以上的物质(例如，具有陶瓷和金属成分的植入 物)，则查找表可包括针对外来物体中不同物质的区域的不同衰减值。
采用查找表的信息，例如物质或外来物体类型的识别，任选地由用户 通过用户界面70输入来提供。在其它实施例中，自动测量所分割的区域形 状、平均CT数或其它特征并将其与查找表条目进行比较，以便自动地选 择物质、外来物体形状等。在一些实施例中，这种自动化测量用于向用户 提供最接近选项的选择以通过用户界面70进行选择。在一些实施例中，一 旦识别出物体，就使用该识别信息改善分割以提供改进的分割轮廓。
已经参考各优选实施例对本发明进行了描述。显然，他人在阅读并理 解前述详细描述后将会想到各种修改和变更。本发明旨在被解释为包括落 入权利要求书或其等价物范围内的所有这些修改和变更。
权利要求
在已描述完各优选实施例后，本发明现在要求如下权利1、一种用于生成衰减图(30)的方法，所述方法包括将经重建的断层摄影图像(24)的图像元素分割为至少第一、第二和第三类(50、52、54)；使用第一图像元素值相关的衰减变换(60)对所述第一类(50)的每个图像元素进行变换；使用不同于所述第一图像元素值相关的衰减变换的第二图像元素值相关的衰减变换(62)对所述第二类(52)的每个图像元素进行变换；使用不同于所述第一和第二图像元素值相关的衰减变换的第三图像元素值相关的衰减变换(64)对所述第三类(54)的每个图像元素进行变换。
1、 一种用于生成衰减图(30)的方法，所述方法包括 将经重建的断层摄影图像(24)的图像元素分割为至少第一、第二和第三类(50、 52、 54);使用第一图像元素值相关的衰减变换(60)对所述第一类(50)的每 个图像元素进行变换；使用不同于所述第一图像元素值相关的衰减变换的第二图像元素值相 关的衰减变换(62)对所述第二类(52)的每个图像元素进行变换；使用不同于所述第一和第二图像元素值相关的衰减变换的第三图像元 素值相关的衰减变换(64)对所述第三类(54)的每个图像元素进行变换。
2、 根据权利要求1所述的方法，其中，所述图像元素为以下之一(i) 在所述断层摄影图像(24)为三维断层摄影图像时，体素，和(ii)在所述 断层摄影图像(24)为二维断层摄影图像或一组平行的二维断层摄影图像 切片时，像素。
3、 根据权利要求1所述的方法，其中，所述第一类(50)的图像元素 对应于组织，而所述第二类(52)的图像元素对应于骨骼，所述组织类(50) 的图像元素具有比所述骨骼类(52)的图像元素低的值。
4、 根据权利要求3所述的方法，其中，(i)所述第一图像元素值相关 的衰减变换(60)为表示组织特征的线性衰减系数变换，且(ii)所述第二 图像元素值相关的衰减变换(62)为表示骨骼特征的线性衰减系数变换。
5、 根据权利要求4所述的方法，其中，所述第三图像元素值相关的衰 减变换(64)为表示外来元素特征的线性衰减系数变换。
6、 根据权利要求5所述的方法，其中，所述分割的步骤进一步将所述 断层摄影图像的图像元素分割为第四类(542)，所述方法还包括使用表示第二外来元素特征的第四图像元素值相关的线性衰减系数变 换(642)对所述第四类(542)的每个图像元素进行变换。
7、 根据权利要求6所述的方法，其中，所述外来元素类(54》对应 于造影剂外来元素类型，而所述第二外来元素类(542)对应于金属植入物 外来元素类型。
8、 根据权利要求4所述的方法，其中，所述第三图像元素值相关的衰 减变换(64)为表示所识别外来元素类型(54,、 542)特征的可选线性衰减 系数变换(64,、 642)。
9、 根据权利要求8所述的方法，还包括以下中至少一个 对于所述第三类(54)图像元素的所分割区域，基于所述区域的形状或密度，识别所述外来元素类型(54,、 542);对于所述第三类(54)图像元素的所分割区域，经由用户界面(70) 接收对所述外来元素类型(54。 542)的选择；以及对于所述第三类(54)图像元素的所分割区域，基于所述所分割区域 的图像元素特征选择所述外来元素类型(54,、 542)。
10、 根据权利要求1所述的方法，其中，所述第一图像元素值相关的 衰减变换(60)为第一线性衰减系数变换，所述第二图像元素值相关的衰 减变换(62)为第二线性衰减系数变换，并且所述第三图像元素值相关的 衰减变换(64)为第三线性衰减系数变换。
11、 根据权利要求10所述的方法，其中，所述第三线性衰减系数变换 (64)为表示选定外来元素类型(54" 542)特征的可选线性衰减系数变换 (64、642)。
12、 根据权利要求1所述的方法，还包括 采集计算机断层摄影投影数据(20);以及对所述计算机断层摄影投影数据进行重建以生成所述经重建的断层摄影图像(24)。
13、 根据权利要求1所述的方法，其中，所述第三图像元素值相关的 衰减变换(64)包括査找表。
14、 一种成像方法，包括使用权利要求1所述的方法生成衰减图(30);以及使用所述衰减图，将采集的单光子发射计算机断层摄影(SPECT)或 正电子发射断层摄影(PET)图像数据(40)重建为SPECT或PET图像(44)。
15、 根据权利要求14所述的方法，还包括使用集成SPECT/CT或PET/CT成像系统(8)的CT部分采集计算机 断层摄影投影数据(20);对所述计算机断层摄影投影数据进行重建以生成所述经重建的断层摄 影图像(24);以及使用所述集成SPECT/CT或PET/CT成像系统(8)采集所述SPECT 或PET数据(40)。
16、 一种辐射治疗方法，包括使用权利要求1所述的方法生成衰减图(30);以及使用所述衰减图规划辐射治疗期。
17、 一种处理器(26)，其执行权利要求1所述的方法。
18、 用于对一个或多个处理器进行编程以执行权利要求1所述的方法 的计算机软件。
19、 一种成像系统，包括单光子发射计算机断层摄影(SPECT)或正电子发射断层摄影(PET) 扫描器(14、 32、 34、 36、 38)断层摄影扫描器(10、 12、 14)衰减图生成处理器(26)，其根据权利要求1所述的方法，使用所述断 层摄影扫描器所采集的断层摄影图像(24)生成衰减图(30);以及重建处理器(42)，用于使用由所述衰减图生成处理器所生成的所述衰 减图(30)，对使用所述SPECT或PET扫描器所采集的SPECT或PET成 像数据(40)进行重建。
20、 根据权利要求19所述的成像系统，其中，所述断层摄影扫描器(10、 12、 14)包括与所述SPECT或PET扫描器(14、 32、 34、 36、 38)集成 在一起的CT扫描器。
21、 一种使用衰减系数预编程的查找表，所述衰减系数提供对应于除 组织和骨骼外的物质或物体类型的图像元素值相关的衰减变换(64)，所述 查找表被配置在衰减图中使用，以生成可在断层摄影图像(24)上操作的 方法。
22、 根据权利要求21所述的査找表，其中，所述查找表还使用提供了 图像元素值相关的组织衰减变换(60)和图像元素值相关的骨骼衰减变换(62)的衰减系数进行预编程。
23、 一种成像系统，包括-用于将经重建的断层摄影图像(24)的图像元素分割为至少第一、第 二和第三类(50、 52、 54)的装置；用于使用第一图像元素值相关的衰减变换(60)对所述第一类(50) 的每个图像元素进行变换的装置；用于使用不同于所述第一图像元素值相关的衰减变换的第二图像元素 值相关的衰减变换(62)对所述第二类(52)的每个图像元素进行变换的 装置；用于使用不同于所述第一和第二图像元素值相关的衰减变换的第三图 像元素值相关的衰减变换(64)对所述第三类(54)的每个图像元素进行 变换的装置。
24、 一种衰减图生成器，用于对经重建的断层摄影图像(24)进行处 理以生成衰减图(30)，所述衰减图生成器包括基于表格的衰减变换(64)，其包括含有用于将所述经重建的断层摄影 图像(24)的图像元素值变换为衰减值的条目的査找表。
25、 根据权利要求24所述的衰减图生成器，还包括图像分割器(46)，用于将所述经重建的断层摄影图像(24)的图像元 素分割为至少第一、第二和第三类(50、 52、 54)，所述基于表格的衰减变 换(64)用于将所述第三类(54)的图像元素值变换为衰减值；第一图像元素值相关的衰减变换(60)，用于将所述第一类(50)的图 像元素值变换为衰减值；以及第二图像元素值相关的衰减变换(62)，用于将所述第二类(52)的图 像元素值变换为衰减值。
26、 根据权利要求25所述的衰减图生成器，其中，所述基于表格的衰 减变换(64)自动地测量所述第三类(54)的所分割区域的特征，所述查 找表的一个或多个条目用于对基于所述自动测得的特征选定的所述所分割 区域的图像元素进行变换。
27、 根据权利要求26所述的衰减图生成器，其中，所述图像分割器(46) 基于所述自动测得的特征，对所述第三类(54)的所分割区域的分割进行 改善。
28、 根据权利要求25所述的衰减图生成器，还包括用户界面(70)，用于接收对应于所述第三类(54)的所分割区域的用 户选择，所述基于表格的衰减变换(64)基于所述接收到的用户选择，选 择所述查找表中用于对所述所分割区域的图像元素进行变换的一个或多个 条目。
29、根据权利要求24所述的衰减图生成器，其中，所述查找表条目涉 及具有对应衰减值的以下中至少一个(i)物质类型和(ii)外来物体类型。
全文摘要
在用于生成衰减图(30)的方法中，将经重建的断层摄影图像(24)的图像元素分割为至少第一、第二和第三类(50、52、54)。使用第一图像元素值相关的衰减变换(60)对第一类(50)的每个图像元素进行变换。使用不同于第一图像元素值相关的衰减变换的第二图像元素值相关的衰减变换(62)对第二类(52)中的每个图像元素进行变换；使用不同于第一和第二图像元素值相关的衰减变换的第三图像元素值相关的衰减变换(64)对第三类(54)中的每个图像元素进行变换。
文档编号G01T1/00GK101379413SQ200780004103
公开日2009年3月4日 申请日期2007年1月29日 优先权日2006年2月3日
发明者A·J·达席尔瓦, L·邵 申请人:皇家飞利浦电子股份有限公司