專利名稱：用于心臟ct成像的帶狀偽像降低的制作方法
用于心臟CT成像的帶狀偽像降低
本發(fā)明涉及一種診斷成像技術(shù)。其被特別應用在對對象的心臟計 算機斷層攝影術(shù)中，并將特別參考其進行描述。然而，其也可被應用 于其他類型的計算機斷層攝影術(shù)成像、單光子發(fā)射計算機斷層攝影術(shù) (SPECT)、正電子發(fā)射斷層攝影術(shù)(PET)、三維X射線成像等等。
通常，計算機斷層成像系統(tǒng)包括X射線源和圍繞待檢查對象旋轉(zhuǎn) 的X射線檢測器。從多個方向，該對象被來自X射線源的X射線束照 射。該X射線檢測器接收從各個方向穿過該對象的X輻射并形成待討 論方向的衰減概圖(attenuation profile)。由于在沿著待討論的方向上穿 過該對象的X射線的路徑上對X射線的吸收和散射的原因，該衰減概 圖代表了對象中入射的X射線的衰減。
使用相位選擇算法來重建螺旋心臟錐形束圖像。典型地，心臟的 特定相位被選擇用于產(chǎn)生心臟圖像。只有在時間上接近于所選擇的相 位一也就是在時間上對應于相同心臟相位的點，但是在不同的心臟周 期中一所獲取的數(shù)據(jù)才被同時使用在多切片重建過程中。根據(jù)掃描的 參數(shù)，病人的心率及其可變性、心電門控窗的寬度和位置，可變數(shù)量 的周期被用于每個體素的重建。典型的，這些體素根據(jù)穿過給定體素 (即照射窗)的整個心臟周期的所有可用射線重建。
CT圖像的質(zhì)量經(jīng)常被帶狀偽像所降低，帶狀偽像是因為使用來自 接近不同心臟周期的相位點附近的投射來重建在空間上互相接近而又 具有不同的軸位置或Z坐標的體素而導致的。在不同Z坐標的體素可 以在不同組的心臟周期或照射窗(illumination window)上被照射。是 使用在一個照射窗上所獲取的數(shù)據(jù)來重建第一體素，而使用在不同的 照射窗中所獲取的數(shù)據(jù)來重建第二體素。心臟周期的數(shù)量在不同的照 射窗中是變化的。這就導致了為這兩個體素所計算的CT數(shù)量之間的不 一致。
沿著Z方向延伸的視圖，比如矢狀或冠狀視圖，可具有條紋和偽 像，其可歸咎于多種原因，比如非周期心臟運動、每個心臟周期內(nèi)相 位點的不規(guī)律確定、貢獻于各種體素的不同數(shù)量心臟周期等等。
因此需要一種技術(shù)，其能夠抑制心臟錐形束成像中的帶狀偽像， 其與校正帶狀偽像源無關(guān)。本發(fā)明提出一種方法和裝置，其克服了前 述局限和其他問題。
根據(jù)本申請的一個方面，揭露了一種用于在預先選定的相位點成 像的診斷成像系統(tǒng)，該預先選定的相位點出現(xiàn)在對象在檢查區(qū)域中移 動時的一個或多個連續(xù)心臟周期中。照射窗在圍繞地相鄰于預先選定 的相位點的相位點窗中照射對象的每個重建的體素。時間窗確定處理 器或算法確定時間窗，其包括連續(xù)心臟周期中整數(shù)數(shù)量的相位點，其 中相位點窗被整體包括在該照射窗中并且根據(jù)所確定的時間窗加權(quán)概 圖來截取該照射窗。Z區(qū)域分割處理器或算法沿著相對于體素Z坐標 的軸方向確定時間加權(quán)概圖的第一和第二區(qū)域，該第一和第二區(qū)域互 相交替。加權(quán)處理器應用規(guī)一化的權(quán)重到對位于時間窗的第一和第二 區(qū)域內(nèi)重建體素的讀數(shù)。反向投射處理器或算法將該加權(quán)的讀數(shù)三維 地反向投射為體積圖像呈現(xiàn)。
根據(jù)本申請的另一方面，揭露了一種成像方法。對象的每個重建 體素在圍繞地相鄰于預先選定的相位點的相位點窗中被照射，每個相 位點出現(xiàn)在當對象在檢查區(qū)域中移動時的一個或多個連續(xù)心臟周期 中。時間窗被確定，其包括整數(shù)數(shù)量的連續(xù)心臟周期，其中相位點窗 被整體包括在照射窗中。照射窗根據(jù)所確定的時間窗而被截取。沿著 軸方向的時間窗中的第一和第二區(qū)域被確定，該第一和第二區(qū)域互相 交替。對位于時間窗中第一和第二區(qū)域內(nèi)重建體素的讀數(shù)被加權(quán)。加 權(quán)的讀數(shù)被三維地反向投射為體積圖像呈現(xiàn)。
本申請的一個優(yōu)勢在于減少了帶狀偽像。
另一個優(yōu)勢在于避免了確定帶狀偽像源的技術(shù)。
另一個優(yōu)勢在于根據(jù)心臟的和其他的門控成像技術(shù)的改善圖像。
多種額外的優(yōu)勢和好處將通過閱讀以下對優(yōu)選實施例的詳細描述
而對本領(lǐng)域普通技術(shù)人員變得明顯。
本發(fā)明可以采用多種組件和組件排列的形式，以及多種過程操作 和過程操作排列的形式。附圖僅用于說明優(yōu)選實施例，而并不構(gòu)成對 本發(fā)明的限定。


圖1概略地顯示了計算機斷層攝影成像系統(tǒng)；
圖2概略地顯示了與體素無關(guān)的加權(quán)概圖；以及
圖3概略地顯示了一部分Z間隔，其被分成交替的加權(quán)概圖區(qū)域。
參考圖1，成像系統(tǒng)10包括計算機斷層攝影掃描儀12，該掃描儀 12具有產(chǎn)生輻射束的輻射源14，該輻射束優(yōu)選地為錐形或楔形束，指 向檢查區(qū)域16。輻射束在其穿過暴露在檢查區(qū)域16中的成像對象的感 興趣區(qū)域時相互作用并被部分吸收，也就在其經(jīng)過檢查區(qū)域時產(chǎn)生了 空間上的變化吸收。優(yōu)選為二維檢測器的輻射檢測器18檢測在經(jīng)過檢 查區(qū)域16之后吸收衰減的輻射。源14和檢測器18的每個輻射檢測元 件之間的路徑被指示為射線。
優(yōu)選地，輻射源14產(chǎn)生X射線的錐形束。輻射源14和檢測器18 優(yōu)選地以相對的方式被安裝在旋轉(zhuǎn)托臺20上以使得檢測器18連續(xù)地 接收到來自輻射源14的X射線。隨著輻射源14和檢測器18圍繞旋轉(zhuǎn) 托臺20上的檢查區(qū)域16連續(xù)旋轉(zhuǎn)，視圖通過多個旋轉(zhuǎn)而獲得。每個 視圖或數(shù)據(jù)的二維陣列代表通過檢測器18的檢測元件同時采樣而采集 的其頂點在源14的錐束射線。在螺旋錐形束計算機斷層攝影術(shù)中，對 象支撐或平臺26通過馬達驅(qū)動器28在軸向或Z方向線性移動。
可選地，錐形束計算機斷層攝影投射數(shù)據(jù)通過(i)對象支撐26在 每個軸向掃描過程中靜止并在軸向掃描之間線性步進的多個旋轉(zhuǎn)或 (ii)對象支撐連續(xù)移動以定義螺旋軌道的多個旋轉(zhuǎn)而獲得。輻射檢測 器18的檢測元件的輸出被轉(zhuǎn)換為電獲取的積分衰減投射數(shù)值pd。，該 數(shù)值被存儲在數(shù)據(jù)存儲器30中。每個投射數(shù)據(jù)對應于沿著從輻射源14 到檢測器18的相應檢測元件的衰減的線積分。
對于典型的錐形束幾何學，線積分指數(shù)通常對應于用來測量讀數(shù)的檢測器元件。然而，所希望的是線積分指數(shù)缺少與檢測器元件數(shù)量 的直接對應。這種直接對應的缺少例如可從重組投射之間的內(nèi)插而得到。
對于多切片掃描儀中源聚焦的采集幾何結(jié)構(gòu)，衰減線積分的讀數(shù)
或存儲在數(shù)據(jù)存儲器30中的投射數(shù)據(jù)組的投射可被參數(shù)化為P(a,(3,n)， 其中a是由旋轉(zhuǎn)托臺20的位置確定的輻射源14的源角度，p是扇形內(nèi) 部的角度(pe[-0V2,O/2]其中①是扇形角)，而n是檢測器行數(shù)。
心臟監(jiān)視器32監(jiān)視病人的心臟周期并檢測通常與每個周期(即在 每個R-R間隔中)的R波相關(guān)的相位點34。相位點34的位置由醫(yī)師 根據(jù)心臟的運動特性和所需的診斷信息來選擇。分類裝置38將衰減數(shù) 據(jù)分類到在每個所選擇的心臟相位期間所采集的數(shù)據(jù)組中，即心臟相 位特定數(shù)據(jù)組中。重組處理器40將從錐形束到平行束幾何結(jié)構(gòu)的心臟 相位特定數(shù)據(jù)重組到一組平行視圖中。平行視圖被投射到軸平面，即 垂直于旋轉(zhuǎn)軸的平面中。每個視圖包括等距的71線，其中7!線被定義 為包含在軸平面內(nèi)的線積分，與掃描FOV交叉并由正則坐標0 ,/來表 征，其中(^是傳播的角度e[0,兀)，而/是與等角點的距離。特別對于由 短時間窗定義的心臟相位，用于一個心臟相位的數(shù)據(jù)對應于在多個旋 轉(zhuǎn)和心臟周期的每一個中的短弧段(short arc segments)期間所采集的 數(shù)據(jù)。單個數(shù)據(jù)的弧段非常小以致于不能成為完整的數(shù)據(jù)組。為了產(chǎn) 生完整的數(shù)據(jù)組，數(shù)據(jù)在多個心臟周期期間被采集，并且如果必要的 話，還需要被內(nèi)插。心臟相位特定數(shù)據(jù)組被存儲在相應的相位存儲器42 中。
重建處理器44處理視圖數(shù)據(jù)，將其從用于每個選擇的心臟相位的 數(shù)據(jù)處理為相應的三維圖像，其被存儲在圖像存儲器46中。在一種重 建技術(shù)中，每個平行投射中的讀數(shù)被濾波器48濾波。巻積器50執(zhí)行 使用諸如1維Jacobmn核的斜坡巻積核的一維巻積。該巻積是沿著平 行的一組讀數(shù)來執(zhí)行的。數(shù)據(jù)被逐角地巻積以完成2D數(shù)據(jù)組，覆蓋e e[0,7l)的角度范圍?？赡苄枰獙φ麄€數(shù)據(jù)集進行內(nèi)插。反向投射處理器 52執(zhí)行巻積數(shù)據(jù)的歸一化的加權(quán)反向投射為3D圖像呈現(xiàn)，如在下面 詳細描述的。視頻處理器54處理圖像存儲器46的一些或全部內(nèi)容以創(chuàng)建人類可視的圖像呈現(xiàn)，比如三維渲染、選擇的圖像切片、最大密
度投射、CINE動畫等。人類可視的圖像呈現(xiàn)被顯示在用戶接口 58的 顯示器56上，該用戶接口 58優(yōu)選地為個人計算機、工作站、筆記本 電腦等?？蛇x地，圖像存儲器46的所選擇內(nèi)容可被打印在紙上、存儲 在非易失性電子或磁存儲介質(zhì)中、通過局域網(wǎng)或因特網(wǎng)進行發(fā)送或通 過其他方式處理。優(yōu)選地，放射科醫(yī)師或其他操作員經(jīng)由輸入裝置60 控制計算機斷層攝影成像掃描儀12以編程掃描控制器62來建立成像 進程、修改成像進程、執(zhí)行成像進程、監(jiān)視成像進程或者操作掃描儀12。
繼續(xù)參考圖1并進一步參考圖2，時間加權(quán)概圖處理器或算法64 計算與體素無關(guān)且依賴于投射的時間加權(quán)概圖66，該概圖66由相位點 窗的副本組成，即由在預先指定的相位點34處、每個心臟周期中央的
函數(shù)w'(c)組成
<formula>complex formula see original document page 11</formula>，其中
A是峰值為1的三角函數(shù)；
c是讀數(shù)與最接近于該讀數(shù)的相位點之間的時間位移；而S是為該 重建作出貢獻的相位點窗的一半寬度。
通過尋找用于允許完整數(shù)據(jù)組的S的最小寬度來獲取最佳解析度 (resolution)。相位點窗使用一個寬度來被計算，該寬度提供了用于所 有體素的重建的足夠數(shù)據(jù)。
繼續(xù)參考圖1并進一步參考圖3， Z區(qū)域分離或加權(quán)函數(shù)確定裝置 或處理器或算法68將Z概圖70分離為軸向Z上的交替的第一和第二 區(qū)域或固定權(quán)重和變化權(quán)重區(qū)域72、 74。每兩個相鄰的第一和第二區(qū) 域72、 74的軸向長度L,被定義為 <formula>complex formula see original document page 11</formula>，其中
v是平臺的速率；
RR是從病人的ECG中提取的心臟周期。
第二區(qū)域74每個都被定義為圍繞相應的相位點34。在一個實施例
中，由垂直線表示的每個相位點34基本上位于相關(guān)第二區(qū)域74的中
心。第二區(qū)域74的軸向長度L2被定義為 <formula>complex formula see original document page 11</formula>，其中
L2是第二區(qū)域的長度； V是平臺的速率；
RR是從病人的ECG中提取的心臟周期；以及
y是定義了在心臟周期時間內(nèi)第二區(qū)域的長度的參數(shù)。
如上面所述的那樣被選擇的參數(shù)a設(shè)定了參數(shù)y的最小值<formula>complex formula see original document page 12</formula> ，其中
WWmin,是來自照射所有重建體素的一組窗的最小照射窗寬度； RT是托臺旋轉(zhuǎn)時間；以及 RRmax是掃描期間的最大心臟周期。
繼續(xù)參考圖1和3并再次參考圖2，時間窗確定算法或處理器88
為每個相應的重建體素A、 B、 C……確定時間窗90。更具體地，時間
窗90被選擇為在重建中僅包括從整數(shù)數(shù)量N個連續(xù)相位點34的相位
點窗92中獲取的投射，該整數(shù)數(shù)量N個連續(xù)相位點34已經(jīng)被完全包
括在給定體素的照射窗94中。沒有被完全包括在給定體素的照射窗94
中的相位點窗被所示的線96截取。圍繞每個相位點34的窄相位點窗
提供了更好的解析度，但是較低數(shù)量的數(shù)據(jù)點折衷了圖像質(zhì)量重建。
連續(xù)相位點34的數(shù)量N被如下確定 <formula>complex formula see original document page 12</formula>， 其中
WWmin是來自照射所有重建體素的一組窗的最小照射窗寬度； RT是托臺旋轉(zhuǎn)時間；
RRmax是掃描期間的最大心臟周期；以及
a是預先選擇的參數(shù)并且假設(shè)典型值為0.3-0.5。
在圖3的例子中，連續(xù)相位點34的數(shù)量N等于2，例如照射窗94 被截取為兩個相位點窗。通過這種方式，代表運動范圍的照射窗94被 對應于精確數(shù)量的心臟周期的固定時間窗90所取代，其中第一區(qū)域72 中的每個相關(guān)體素通過該運動范圍接收輻射。對時間照射窗90的任意 一側(cè)的時間加權(quán)概圖被截取。
加權(quán)處理器100將變化的權(quán)重平滑地應用到與Z坐標相關(guān)的所有 體素。更具體地，固定加權(quán)或時間窗處理器或算法102對于位于第一 區(qū)域72中的體素(比如體素A、 C)計算歸一化的反向投射權(quán)重。固
定加權(quán)處理器102選擇歸為依賴于體素的時間窗90的時間加權(quán)概圖66 的一段。所選擇的段被歸一化以使得給定用于被折疊(folded)到相同 ee[o,兀)的所有投射的權(quán)重之和等于1。為每個讀數(shù)給出的總歸一化權(quán) 重為W=W'(c)
變化權(quán)重處理器110將平滑改變的加權(quán)應用到位于每個第二區(qū)域74 中的所有體素，比如體素B。應用于第二區(qū)域74中體素B的歸一化反 向投射加權(quán)由相鄰第一區(qū)域72的歸一化加權(quán)概圖之間的線性內(nèi)插來計 算。內(nèi)插的權(quán)重根據(jù)體素B的Z坐標和第二區(qū)域74與相鄰的相應前端 和尾端第一區(qū)域116、 118的第一和第二邊界112、 114之間的距離dl、 d2來計算。
反向投射120或反向投射處理器或算法將歸一化投射反向投射到 圖像存儲器46中。
以這種方式，通過將貢獻于體素的相位點的數(shù)量湊整為用于第一 區(qū)域中體素的相位點的精確固定數(shù)量并相對于第二區(qū)域中體素的位置 提供連續(xù)、平滑變化的歸一化反向投射加權(quán)，在Z方向上從一個體素 到另一個的陡峭CT數(shù)量改變的現(xiàn)象被平滑并被基本上消除，這實現(xiàn)了 偽像抑制。
本發(fā)明已經(jīng)參照優(yōu)選實施例被描述。顯然，修改和替換會在閱讀 和理解以上詳細描述的基礎(chǔ)上出現(xiàn)。本發(fā)明被構(gòu)建為包括所有這種修 改和替換，只要它們落在所附權(quán)利要求及其等同物的范圍內(nèi)。
權(quán)利要求
1、一種診斷成像系統(tǒng)(10)，用于在預先選擇的相位點(34)進行成像，該相位點在對象在檢查區(qū)域(16)中移動時出現(xiàn)在一個或多個連續(xù)的心臟周期中，該成像系統(tǒng)包括照射窗(94)，其照射在圍繞地相鄰于預先選擇的相位點(34)的相位點窗(92)中的對象的每個重建體素(A，B，C)；時間窗確定處理器或算法(88)，其確定包括整數(shù)數(shù)量N個連續(xù)心臟周期的時間窗(90)，其中相位點窗(92)被整個包括在照射窗(94)中，以及根據(jù)所確定的時間窗(90)截取該照射窗(94)；Z區(qū)域分離處理器或算法(68)，其確定沿著軸向(Z)的第一和第二區(qū)域(72，74)，該第一和第二區(qū)域(72，74)互相交替；加權(quán)處理器(100)，其將歸一化權(quán)重應用到對位于時間窗(90)的第一和第二區(qū)域(72，74)中的重建體素(A，B，C)的讀數(shù)；以及反向投射處理器或算法(120)，用于將歸一化的加權(quán)讀數(shù)三維地反向投射為體積圖像呈現(xiàn)。
2、 如權(quán)利要求l所述的系統(tǒng)，進一步包括時間加權(quán)概圖處理器(64)，其確定依賴于投射的時間加權(quán)概圖 (66)，并且其中加權(quán)處理器(100)包括時間窗處理器(102)，其選擇對應于時間窗(90)的時間加權(quán)概 圖(66)的一段，并應用所選擇段的固定歸一化權(quán)重到位于相關(guān)第一 區(qū)域(72)中的每個體素(A， C)。
3、 如權(quán)利要求2所述的系統(tǒng)，其中加權(quán)處理器(100)進一步包括變化權(quán)重處理器(110)，用于連續(xù)地、平滑地加權(quán)位于相關(guān)第二 區(qū)域(74)中的每個體素(B)的讀數(shù)。
4、 如權(quán)利要求3所述的系統(tǒng)，其中指定給位于相關(guān)第二區(qū)域(74) 中體素(B)的權(quán)重在固定權(quán)重之間被內(nèi)插，該固定權(quán)重被指定給位于 臨近相應第二區(qū)域(74)的相關(guān)前端和尾端第一區(qū)域(116， 118)中的體素(A， C)。
5、 如權(quán)利要求l所述的系統(tǒng)，進一步包括 旋轉(zhuǎn)托臺(20);錐形束輻射源(14)，其被設(shè)置在旋轉(zhuǎn)托臺(20)上，輻射穿過檢 查區(qū)域(16);以及輻射檢測器(18)，其與放射源(16)相對地設(shè)置在旋轉(zhuǎn)托臺(20) 上以在輻射經(jīng)過檢查區(qū)域(16)后檢測該輻射并將所檢測的輻射轉(zhuǎn)換 為電子投射數(shù)據(jù)格式。
6、 如權(quán)利要求5所述的系統(tǒng)，其中確定了時間窗(90)的大小的連續(xù)心臟周期的數(shù)量(N)為N -floorf(( fWWmin -RT/2J/RRm(-α) ，其中WWmin是來自照射重建體素的一組照射窗的最小照射窗寬度； RT是托臺旋轉(zhuǎn)時間；RR,是掃描期間的最大心臟周期；以及 a是預先選擇的參數(shù)。
7、 如權(quán)利要求l所述的系統(tǒng)，其中每個相鄰第一和第二區(qū)域(72， 74)的長度L,為L1=v*RR，其中V是對象在軸向(Z)的速率；以及 RR是心臟周期的時間段。
8、 如權(quán)利要求l所述的系統(tǒng)，其中第二區(qū)域(74)的長度1^等于 U"*v*RR ，其中v是對象在軸向(Z)的速率； RR是心臟周期的時間段；以及 Y是定義了心臟周期內(nèi)的第二區(qū)域的長度^的參數(shù)。
9、 如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，進一步包括CT掃描儀(12)，其獲取至少多個照射窗(94)內(nèi)的投射數(shù)據(jù)， 該掃描儀(12)包括 旋轉(zhuǎn)托臺(20);錐形束輻射源(14)，該輻射穿過檢查區(qū)域(16);輻射檢測器(18)，其在輻射經(jīng)過檢查區(qū)域(16)后對其進行檢測并將其轉(zhuǎn)換為投射數(shù)據(jù)格式，其中輻射源(14)和輻射檢測器(18) 在旋轉(zhuǎn)托臺(20)上相對設(shè)置以圍繞檢查區(qū)域(16)連續(xù)旋轉(zhuǎn)；以及 顯示器(56)，用于顯示體積圖像呈現(xiàn)。
10、 一種成像方法，包括照射在圍繞地相鄰于預先選擇的相位點(34)的相位點窗(92) 中的對象的每個重建體素(A， B， C)，每個相位點在對象在檢查區(qū)域 (16)中移動時出現(xiàn)在一個或多個連續(xù)的心臟周期中；確定時間窗(90)，其包括整數(shù)數(shù)量N個連續(xù)心臟周期，其中相位 點窗被整個包括在照射窗(94)中，以及根據(jù)所確定的時間窗截取該 照射窗；確定沿著軸向(Z)的第一和第二區(qū)域(72， 74)，該第一和第二 區(qū)域互相交替；將歸一化權(quán)重應用到對位于時間窗的第一和第二區(qū)域中的重建體 素的讀數(shù)；以及將歸一化的加權(quán)讀數(shù)三維地反向投射為體積圖像呈現(xiàn)。
11、 如權(quán)利要求IO所述的方法，進一步包括確定依賴于投射的時間加權(quán)概圖(66); 選擇對應于時間窗的時間加權(quán)概圖的一段；以及 應用所選擇段的共同歸一化權(quán)重到位于相關(guān)第一區(qū)域中的每個體素。
12、 如權(quán)利要求11所述的方法，其中加權(quán)步驟進一步包括 連續(xù)地、平滑地應用變化權(quán)重到位于相關(guān)第二區(qū)域中的每個體素。
13、 如權(quán)利要求12所述的方法，其中指定給位于相關(guān)第二區(qū)域中 體素的權(quán)重在指定給位于臨近相應第二區(qū)域的相關(guān)第一區(qū)域中的體素 的權(quán)重之間被內(nèi)插。
14、 如權(quán)利要求IO所述的方法，進一步包括圍繞檢查區(qū)域(16)旋轉(zhuǎn)錐形束輻射源(14);以及檢測穿過該對象的輻射。
15、 如權(quán)利要求14所述的方法，其中對應于時間窗(90)的連續(xù)心臟周期的數(shù)量(N)為<formula>complex formula see original document page 5</formula>，其中WW,是來自照射重建體素的一組照射窗的最小照射窗寬度； RT是托臺旋轉(zhuǎn)時間；RRm^是掃描期間的最大心臟周期；以及a是預先選擇的參數(shù)。
16、 如權(quán)利要求10所述的方法，其中相鄰第一和第二區(qū)域的長度(V等于L1=V*RR，其中V是對象的速率；以及 RR是心臟周期的時間段。
17、 如權(quán)利要求10所述的方法，其中第二區(qū)域的長度(L2)為L2=V*RR，其中V是對象的速率；RR是心臟周期的時間段；以及 Y是定義了心臟周期內(nèi)的第二區(qū)域的長度L,的參數(shù)。
18、 一種執(zhí)行權(quán)利要求10所述的步驟的CT掃描儀。
19、 一種診斷成像系統(tǒng)(10)，包括錐形束輻射源(14)，該輻射穿過檢查區(qū)域(16);輻射檢測器(18)，其在輻射經(jīng)過檢查區(qū)域(16)后對其進行檢測 并將其轉(zhuǎn)換為電子投射數(shù)據(jù)格式；圖象處理器(44)，其將錐形束投射數(shù)據(jù)重建為三維重建圖像，其 中該圖象處理器被編程為執(zhí)行以下步驟將投射數(shù)據(jù)分類為在每個選擇的心臟周期期間所采集的數(shù)據(jù)組，將所采集的數(shù)據(jù)重組為平行射線格式，過濾該平行射線格式的數(shù)據(jù)，巻積所過濾的數(shù)據(jù)，確定時間窗，其包括整數(shù)數(shù)量的連續(xù)心臟周期， 確定依賴于投射的時間加權(quán)概圖，確定沿著軸向(Z)的時間窗中的第一和第二區(qū)域，該第一和第二區(qū)域互相交替，選擇對應于時間窗的時間加權(quán)概圖的一段；應用時間加權(quán)概圖的所選擇段的歸一化共同權(quán)重到位于相關(guān)第一區(qū)域中的每個體素的讀數(shù)，以及連續(xù)地、平滑地加權(quán)位于相關(guān)第二區(qū)域中的每個體素的讀數(shù)；以及顯示器(56)，其以人類可視的圖像格式顯示巻積的歸一化加權(quán)反向投射數(shù)據(jù)。
20、一種心臟成像方法，包括在心臟周期的周期性重復的相位點上采集成像數(shù)據(jù)；以及通過將貢獻于重建圖像的每個體素的相位點數(shù)量進行湊整來連續(xù) 地加權(quán)所采集的數(shù)據(jù)。
全文摘要
對象在預先選擇的相位點(34)被成像，該相位點(34)在對象在檢查區(qū)域(16)中移動時出現(xiàn)在一個或多個連續(xù)心臟周期中。照射窗(94)照射在圍繞地相鄰預先選擇的相位點(34)的相位點窗(92)中的對象的每個重建體素(A，B，C)。時間窗(90)被確定，其包括整數(shù)數(shù)量N個連續(xù)心臟周期，其中相位點窗(92)被整個包括在照射窗(94)中。照射窗(94)根據(jù)所確定的時間窗(90)被截取。第一和第二區(qū)域(72，74)沿著軸向(Z)被確定，該第一和第二區(qū)域(72，74)相交替。時間加權(quán)概圖處理器(64)產(chǎn)生依賴于投射的時間加權(quán)概圖(66)。時間窗處理器(102)應用歸一化反向投射權(quán)重到位于相關(guān)第一區(qū)域中的每個體素。變化權(quán)重處理器(110)連續(xù)地、平滑地加權(quán)對位于相關(guān)第二區(qū)域(74)中的每個體素的讀數(shù)。反向投射處理器(120)將加權(quán)的讀數(shù)三維地反向投射成體積圖像呈現(xiàn)。
文檔編號A61B6/03GK101203181SQ200680022545
公開日2008年6月18日 申請日期2006年6月13日 優(yōu)先權(quán)日2005年6月22日
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