專利名稱：用于心臟計算機斷層造影拍攝的改進的多片段圖像重建的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種用于從測量數(shù)據(jù)中重建周期運動的檢查對象的圖像數(shù)據(jù)的方法， 其中，事先在檢查對象的多個運動周期期間在計算機斷層造影系統(tǒng)的輻射源和檢查對象之間相對旋轉(zhuǎn)運動的情況下采集測量數(shù)據(jù)。
背景技術(shù)：
利用CT系統(tǒng)掃描檢查對象的方法是一般公知的。在此，例如采用圓掃描、具有進給的順序圓掃描或者螺旋掃描。不是基于圓運動的其它種類的掃描也是可以的，例如具有線性片段的掃描。借助至少一個X射線源和至少一個對置的探測器從不同的拍攝角度拍攝檢查對象的吸收數(shù)據(jù)，并且將這樣收集的吸收數(shù)據(jù)或投影借助相應(yīng)的重建方法計算為通過檢查對象的截面圖像。為了從計算機斷層造影設(shè)備(CT設(shè)備)的X射線-CT數(shù)據(jù)組中，即從所采集的投影中重建計算機斷層造影圖像，目前作為標(biāo)準(zhǔn)方法采用所謂的濾波反投影方法(Filtered Back Projection ;FBP)。在數(shù)據(jù)采集之后進行所謂的“重排(Rebirming) ”步驟，其中這樣重排利用扇狀地從輻射源傳播的射線產(chǎn)生的數(shù)據(jù)，使得其按照就像探測器被平行地射向探測器的X射線所射中一樣的形狀呈現(xiàn)。然后，將數(shù)據(jù)變換到頻域中。在頻域中進行濾波，并且隨后將濾波后的數(shù)據(jù)逆變換。然后借助這樣重排和濾波后的數(shù)據(jù)進行到感興趣體積內(nèi)部的各個體素的反向投影。該一般公知的計算方法的一個缺陷是，在檢查對象運動時，或者檢查對象至少部分運動時，在圖像中會產(chǎn)生運動模糊，因為在對于一幅圖像所需的數(shù)據(jù)的掃描過程的時間期間，會出現(xiàn)檢查對象或者檢查對象的部分的位移，使得形成圖像的基礎(chǔ)數(shù)據(jù)不是反映檢查對象的所有空間上的相同的狀態(tài)。在對患者進行由于心臟運動而會在心臟區(qū)域中產(chǎn)生強的運動模糊的心臟CT檢查時，或者對于要測量檢查對象的相對快速改變的檢查，會特別強地發(fā)生該運動模糊問題。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明要解決的技術(shù)問題是，提供一種用于重建CT圖像的方法，其中要考慮存在周期運動的檢查對象。此外，要提供一種相應(yīng)的控制和計算單元、一種CT系統(tǒng)、一種計算機程序和一種計算機程序產(chǎn)品。在用于從測量數(shù)據(jù)中重建周期運動的檢查對象的圖像數(shù)據(jù)的按照本發(fā)明方法中， 事先在檢查對象的多個運動周期期間在計算機斷層造影系統(tǒng)的輻射源和檢查對象之間相對旋轉(zhuǎn)運動的情況下采集測量數(shù)據(jù)。從測量數(shù)據(jù)中確定第一圖像和第二圖像。為了重建第二圖像，將不同運動周期的測量數(shù)據(jù)綜合成作為圖像重建的基礎(chǔ)的測量數(shù)據(jù)組。通過比較第一圖像與第二圖像計算差信息，并且在使用差信息的條件下從第一圖像和第二圖像中計算結(jié)果圖像。檢查對象或檢查對象的待成像的部分循環(huán)地或周期地運動。這意味著，存在檢查對象的相繼的運動周期，在這些運動周期期間檢查對象或多或少發(fā)生相同的運動過程。檢查對象的運動(根據(jù)檢查對象的類型)在不同周期之間可以是不同的。周期運動的檢查對象的一個例子是跳動的心臟。這樣進行數(shù)據(jù)采集，使得數(shù)據(jù)不僅在檢查對象的一個運動周期期間被采集，而是在多個(即，至少兩個)運動周期上延伸該測量。優(yōu)選地，這樣采集數(shù)據(jù)，使得對于檢查對象的每個待成像的片段呈現(xiàn)對于多個運動周期的每一個來說是完整的數(shù)據(jù)組。即，可以對于多個運動周期的每一個從為此所測量的投影中重建一幅CT圖像。首先確定兩幅圖像。第二圖像的特征是，作為其重建的基礎(chǔ)的數(shù)據(jù)不是僅僅來自于一個運動周期；而是使用來自于兩個或多個運動周期的數(shù)據(jù)。這使得可以使用運動周期的時間上限制的特定片段，并且由此提高了第二圖像的時間分辨率。對于作為重建第一圖像的基礎(chǔ)的數(shù)據(jù)組存在不同的可能性。例如，數(shù)據(jù)組可以恰好屬于多個運動周期中的一個。將第一和第二圖像互相比較。該比較的結(jié)果(必要時通過其它處理步驟修改)是差信息。將該差信息用于計算結(jié)果圖像，從第一和第二圖像得出該結(jié)果圖像。如果將第一和第二圖像以合適的方式互相關(guān)聯(lián)，則結(jié)果圖像可以既具有第一圖像的又具有第二圖像的有利的特征。在此，第二圖像的優(yōu)點特別是已經(jīng)解釋過的好的時間分辨率。在本發(fā)明的擴展中，為了計算結(jié)果圖像從第一圖像和第二圖像中逐像素地形成加權(quán)的和，其中權(quán)重取決于差信息。即，作為第一圖像的相應(yīng)的像素值和第二圖像的相應(yīng)的像素值的和得出結(jié)果圖像的像素值，其中一個或兩個像素值分別具有權(quán)重系數(shù)。差信息被包括到權(quán)重系數(shù)中。特別具有優(yōu)勢的是，為了確定第一圖像，重建至少一個第三和一個第四圖像，其中，從第一運動周期的數(shù)據(jù)中重建第三圖像并且從第二運動周期的數(shù)據(jù)中重建第四圖像， 并且通過從至少第三和第四圖像形成平均值來確定第一圖像。也就是，單個圖像(即，第三和第四圖像)涉及恰好一個運動周期。如果數(shù)據(jù)不是僅在兩個，而是在更大數(shù)量的運動周期期間被采集，則作為更大數(shù)量的單個圖像的平均值得到第一圖像，所述單個圖像分別屬于另一個運動周期。在形成平均值時，可以考慮單個圖像的簡單的或加權(quán)的平均值。因為來自于一個唯一的運動周期的數(shù)據(jù)作為單個圖像的每一個的基礎(chǔ)，所以單個圖像具有差的時間分辨率。通過形成平均值對于第一圖像得到如下優(yōu)點，即，圖像噪聲相對于單個圖像減少。在本發(fā)明的實施方式中，為了確定第二圖像應(yīng)用多片段重建方法。特別有利的是，第一和第二圖像具有互相不同的時間分辨率；特別是第二圖像可以具有比第一圖像更高的時間分辨率。以這種方式可以將第二圖像的有利的時間分辨率傳遞到結(jié)果圖像中。在本發(fā)明的實施方式中，為了計算差信息通過在第一和第二圖像之間逐像素地相減確定差圖像。優(yōu)選是絕對差，即，不考慮符號的差。此外，具有優(yōu)勢的是，將低于第一閾值的差圖像的值置為零。這使得可以抑制差圖像中的噪聲。此外，還可以將超過第二閾值的差圖像的值置為第二閾值或者也可以置為另一個值。如果采用兩個閾值，則第一閾值應(yīng)當(dāng)小于第二閾值。最后特別有利的是，對差圖像進行低通濾波。這降低在差圖像中的跳變性的過渡。最后，可以在低通濾波之前對差圖像進行非線性失真校正。然后可以使用以所描述的方式處理的差圖像，以便從第一和第二圖像中確定結(jié)果圖像。
使用差信息的目的是，能夠?qū)z查對象的運動的程度做出取決于位置的結(jié)論。相應(yīng)地，能夠區(qū)別地選擇從中通過圖像比較獲得差信息的兩幅圖像。一個前提條件僅僅是，其互相的偏差使得能夠做出關(guān)于運動的程度的結(jié)論。用于選擇第一和第二圖像的另一種可能性如下在本發(fā)明的擴展中，從第一運動周期的數(shù)據(jù)中重建第一圖像，并且為了計算差信息，替代第二圖像，引入第五圖像，其中，從第二運動周期的數(shù)據(jù)中重建第五圖像；從第一和第五圖像中確定平均值圖像，并且從平均值圖像和第二圖像中在使用差信息的條件下計算結(jié)果圖像。按照本發(fā)明的控制和計算單元用于從CT系統(tǒng)的測量數(shù)據(jù)中重建檢查對象的圖像數(shù)據(jù)。其包括用于存儲程序代碼的程序存儲器，其中在程序存儲器中(必要時除了別的之外)具有程序代碼，所述程序代碼適合于執(zhí)行上面描述種類的方法。按照本發(fā)明的CT系統(tǒng)包括這樣的控制和計算單元。此外，其可以包含例如為了采集測量數(shù)據(jù)所需的其它組件。按照本發(fā)明的計算機程序具有程序代碼裝置，其適合于，當(dāng)計算機程序在計算機上執(zhí)行時，執(zhí)行上面描述種類的方法。按照本發(fā)明的計算機程序產(chǎn)品包括在計算機可讀的數(shù)據(jù)載體上存儲的程序代碼裝置，其適合于，當(dāng)計算機程序在計算機上被執(zhí)行時，執(zhí)行上述種類的方法。


以下借助實施例詳細解釋本發(fā)明。其中，圖1示出了具有圖像重建部件的計算機斷層造影系統(tǒng)的實施例的第一示意圖，圖2示出了具有圖像重建部件的計算機斷層造影系統(tǒng)的實施例的第二示意圖，圖3示出了多個相繼的心臟循環(huán)，圖4示出了流程圖，圖5A和5B示出了心臟的兩個CT圖像，圖6A和6B示出了在圖5的兩個CT圖像之間的差圖，圖7示出了從圖5的CT圖像出發(fā)在使用圖6的差的條件下改進的CT圖像。
具體實施例方式圖1首先示意性示出了具有圖像重建裝置C21的第一計算機斷層造影系統(tǒng)Cl。在此是所謂的第三代CT設(shè)備，然而本發(fā)明不限于該CT設(shè)備。在機架外殼C6中有未示出的閉合的機架，在該機架上設(shè)置了具有對置的探測器C3的第一 X射線管C2。可選地，在此處示出的CT系統(tǒng)中設(shè)置了具有對置的探測器C5的第二 X射線管C4，從而通過附加可用的輻射器/探測器組合可以實現(xiàn)更高的時間分辨率，或者在輻射器/探測器系統(tǒng)中在使用不同的 X能量光譜的情況下也能夠進行“雙能量(Dual-Energy) ”檢查。此外，CT系統(tǒng)Cl還具有患者臥榻C8，在檢查時患者在該患者臥榻上可以沿著系統(tǒng)軸C9 (也稱為ζ軸)被推入測量場中，其中，也可以作為純的圓形掃描而不移動患者僅在感興趣的檢查區(qū)域中進行掃描本身。在此，X射線源C2或C4分別圍繞患者旋轉(zhuǎn)?；颊吲P榻 C8相對于機架的運動通過合適的動力化進行。在該運動期間X射線源C2或C4分別圍繞患者旋轉(zhuǎn)。在此，探測器C3或C5相對于X射線源C2或C4并行地一起運動，以便采集投影測量數(shù)據(jù)，這些投影測量數(shù)據(jù)然后被用于重建截面圖。作為順序掃描的替換(在該順序掃描中患者在各個掃描之間被逐步地移動通過檢查場)，當(dāng)然還可以進行螺旋形掃描，在該螺旋形掃描中患者在進行著的利用X射線掃描期間被連續(xù)地沿著系統(tǒng)軸C9移動通過在X射線管C2或C4與探測器C3或C5之間的檢查場。通過患者沿著軸C9的運動以及X射線源C2 或C4的同時回轉(zhuǎn)，在螺旋形掃描的情況下在測量期間對于X射線源C2或C4相對于患者產(chǎn)生螺旋軌跡。該軌跡還可以通過在患者不動的情況下沿著軸C9移動機架來實現(xiàn)。此外，還可以連續(xù)地以及周期性地在兩個點之間來回移動患者。通過具有在存儲器中存儲的計算機程序代碼至的控制和計算單元ClO 來控制CT系統(tǒng)10。需要指出的是，該計算機程序代碼I^rgl至^^還可以包含在外部的存儲介質(zhì)上并且在需要時可以被加載到控制和計算單元ClO中?？梢酝ㄟ^控制接口 M從控制和計算單元ClO中傳輸采集控制信號AS，以便按照特定的測量協(xié)議控制CT系統(tǒng)Cl。在此，采集控制信號AS例如涉及X射線源C2或C4，其中可以設(shè)置對于其功率的預(yù)定值和其通斷的時刻，以及涉及機架，其中可以設(shè)置對于其旋轉(zhuǎn)速度的預(yù)定值，以及涉及臥榻位移。因為控制和計算單元ClO具有輸入控制臺，所以可以由CT設(shè)備Cl的使用者或操作者輸入測量參數(shù)，該測量參數(shù)以采集控制信號AS的形式來控制數(shù)據(jù)采集?？梢栽诳刂坪陀嬎銌卧狢lO的顯示屏上顯示關(guān)于當(dāng)前使用的測量參數(shù)的信息；此外，還可以顯示其它對于操作者重要的信息。由探測器C3或C5所采集的投影測量數(shù)據(jù)ρ或原始數(shù)據(jù)通過原始數(shù)據(jù)接口 C23被傳輸?shù)娇刂坪陀嬎銌卧狢10。然后，該原始數(shù)據(jù)P (必要時在合適的預(yù)處理之后)在圖像重建部分C21中被進一步處理。在該實施例中，圖像重建部分C21在控制和計算單元ClO中以軟件的形式，例如以一個或多個計算機程序代碼I^rgl至的形式在處理器上實現(xiàn)。關(guān)于圖像重建，如已經(jīng)關(guān)于測量過程的控制所解釋的，計算機程序代碼I^rgl至^^還可以包含在外部的存儲介質(zhì)上并且在需要時可以被加載到控制和計算單元ClO中。此外還可以的是，測量過程的控制和圖像重建可以由不同的計算單元進行。由圖像重建部分C21重建后的圖像數(shù)據(jù)f然后被存儲在控制和計算單元ClO的存儲器C22中和/或以通常方式在控制和計算單元ClO的顯示屏上被輸出。圖像數(shù)據(jù)還可以通過在圖1中未示出的接口被饋入到連接到計算機斷層造影系統(tǒng)Cl的網(wǎng)絡(luò)，例如放射學(xué)信息系統(tǒng)(RIS)，并且被存儲于在那里可訪問的海量存儲器或者作為圖像被輸出?？刂坪陀嬎銌卧狢lO還可以執(zhí)行EKG的功能，其中使用了用于傳導(dǎo)在患者與控制和計算單元ClO之間的EKG電勢的導(dǎo)線C12。在圖1中示出的CT系統(tǒng)Cl還具有造影劑注射器C11，通過其可以附加地將造影劑注射到患者的血液循環(huán)中，從而可以更好地顯示患者的血管、特別是跳動的心臟的心室。此外，還存在進行灌注測量的可能性，所提出的方法同樣適合于該灌注測量。圖2示出了 C型臂系統(tǒng)，其中與圖1的CT系統(tǒng)不同，外殼C6支撐C型臂C7，在該 C型臂上一方面固定了 X射線管C2而另一方面固定了對置的探測器C3。C型臂C7為了掃描同樣圍繞系統(tǒng)軸C9擺動，從而可以從多個掃描角度進行掃描，并且能夠從多個投影角度確定相應(yīng)的投影數(shù)據(jù)P。如圖1的CT系統(tǒng)一樣，圖2的C型臂系統(tǒng)Cl同樣具有對圖1所描述的種類的控制和計算單元C10。
本發(fā)明可以應(yīng)用于在圖1和2中示出的兩種系統(tǒng)。此外，原則上其還可以用于其它的CT系統(tǒng)，例如用于具有形成整個環(huán)的探測器的CT系統(tǒng)。只要拍攝患者的不動的或靜止的身體部位，則對于投影的拍攝和緊接著的圖像重建不存在任何值得一提的運動偽影問題。相反，在檢查對象運動時該問題是關(guān)鍵的。以下考慮要對運動的檢查對象進行CT拍攝的情形。周期運動的檢查對象的一個例子是人的心臟。以下結(jié)合心臟CT，即對跳動的心臟的CT拍攝詳細解釋本發(fā)明。當(dāng)然本發(fā)明不限于該應(yīng)用。公知人的心臟基本上進行周期的運動。在此，周期的運動由靜止或松弛階段和運動或跳動階段的交替的序列組成。靜止階段通常持續(xù)500至800ms，跳動階段持續(xù)200至250ms。這在圖3中可以看出，在圖3中關(guān)于時間t繪出了患者的利用EKG表示的EKG信號的電平L。EKG信號表示患者的心臟的周期運動，其中，心臟周期的開始分別通過R尖峰R來確定，并且各個心臟周期的持續(xù)時間通過RR間隔TRR，即開始各個心跳循環(huán)的R尖峰R與開始下一個心跳循環(huán)的R尖峰R的距離來確定。一個心臟階段在R尖峰R在0%時開始并且在下一個R尖峰R在100%時結(jié)束。 在時間和心臟階段的度量(Dimension)之間的換算在任何時候都是可能的；為此可以使用 EKG數(shù)據(jù)，這些數(shù)據(jù)在每個時刻可以獲悉當(dāng)前呈現(xiàn)哪個心臟階段。分別用陰影表示心臟的靜止階段，即最小的心臟運動的階段。在借助CT的心臟成像中，在其中拍攝數(shù)據(jù)的心臟階段對于好的圖像質(zhì)量是決定性的。因此，通常試圖對于圖像重建使用在具有小的或者最小的心臟運動的心臟階段期間采集的數(shù)據(jù)。除了對于不動的檢查對象也存在的對CT圖像的質(zhì)量要求之外，在心臟拍攝中存在如下目標(biāo)要實現(xiàn)圖像的高的時間分辨率。在此，時間分辨率與為采集投影所需的時間段成反比。在數(shù)據(jù)采集期間流逝的時間越多，則在該測量時間期間心臟運動越多。該運動導(dǎo)致CT圖像中的不期望的運動偽影。由此極大降低CT圖像的效力。在CT圖像重建中在測量時必須按照平行幾何形狀提供數(shù)據(jù)區(qū)間，即，一系列相繼的投影，其中每個投影相應(yīng)于在一個特定的投影角度下的一個測量，該數(shù)據(jù)區(qū)間相應(yīng)于X 射線源圍繞檢查對象的至少半個回轉(zhuǎn)(Halbumlauf)，S卩，180°的投影角度范圍。在扇形射線幾何形狀的情況下投影角度范圍必須為180°加上扇形開口角度。在以下以名稱“半個回轉(zhuǎn)的數(shù)據(jù)”總結(jié)兩種情況。該最小數(shù)據(jù)區(qū)間是使得能夠重建在測量場中的每個像素所必需的。在旋轉(zhuǎn)中心中，即使按照扇形射線幾何形狀，180°的投影角度范圍也是足夠的。在這樣重建的CT圖像中的可能最好的時間分辨率由此為恰好CT設(shè)備的半個旋轉(zhuǎn)時間的旋轉(zhuǎn)中心附近。在心臟CT中期望的改進的時間分辨率可以通過CT設(shè)備的旋轉(zhuǎn)時間的減少來實現(xiàn)。單管CT設(shè)備的最快的旋轉(zhuǎn)時間按照當(dāng)前的標(biāo)準(zhǔn)大約為0. 27s，相應(yīng)于135ms的最好可能的時間分辨率。然而，減少旋轉(zhuǎn)時間在機械上是開銷大的并且昂貴，因此這在構(gòu)建低成本的CT設(shè)備時是一個限制的因素。在所謂的多片段重建中，嘗試通過組合來自多個相繼的心跳的數(shù)據(jù)來改進時間分辨率。該方法的基礎(chǔ)是，在多個心跳周期中拍攝在檢查對象的相同位置上的投影，以便然后組合對于圖像重建合適的數(shù)據(jù)部分。例如，可以從第一心跳周期使用來自于0-90°投影角度范圍的數(shù)據(jù)，而從第二心跳周期可以使用來自于90-180°投影角度范圍的數(shù)據(jù)。在提到的例子中，時間分辨率相應(yīng)于為旋轉(zhuǎn)90°所需的時間段。其它劃分也是可能的，例如從第一心跳周期0-120°的范圍并且從第二心跳周期120-180°的范圍。替代兩個心跳周期，當(dāng)然也可以考慮多個心跳周期。由此，通過組合來自于不同心跳周期的數(shù)據(jù)總的呈現(xiàn)一個完整的數(shù)據(jù)組。要考慮的是，多個投影角度范圍分別應(yīng)當(dāng)大概屬于心跳周期的相同的心臟階段， 例如，在60%和80%之間的心臟階段。由此確保了，不同的數(shù)據(jù)分別反映心臟的相同狀態(tài)， 由此能夠避免運動偽影。例如在如下文獻中描述了多片段重建Flohr T, Ohnesorge B. 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Rontgenstr. 2002 ；174 :1022_1027。在多片段重建中的缺陷是，多重掃描為患者帶來了提高的劑量?；蛘弑仨氃诰哂蟹浅Ｐ〉拈g距(Pitch)或臥榻進給的螺旋形CT拍攝情況下工作，或者在順序CT拍攝的情況下必須在相同的位置上在多個心跳的持續(xù)時間期間進行一個數(shù)據(jù)采集。如果使用雙片段重建，即，如果組合兩個心跳周期的數(shù)據(jù)，則通常得到以倍數(shù)2提高的輻射劑量。在迄今為止采用的多片段重建中，所導(dǎo)致的提高了的輻射劑量僅用于改進時間分辨率。特別是由此不能減小在CT圖像中的噪聲。盡管輻射劑量提高，但對圖像噪聲的該缺少的作用仍然是多片段方案的大的缺陷，從而人們試圖將其應(yīng)用限制到強烈提高并且用藥物不可降低的心率。以下將結(jié)合圖4的流程圖描述多片段圖像重建的改進的可能性。首先以公知的方式采集投影，其中關(guān)于每個待成像的心臟片段在至少兩個心跳周期期間拍攝數(shù)據(jù)。以下為了簡化而假定，存在兩個心跳周期的數(shù)據(jù)。然而，所解釋的方法過程相應(yīng)地可應(yīng)用于更多數(shù)量的心跳周期。從測量數(shù)據(jù)中重建兩個CT圖像PIC 1和PIC 2。第一圖像PIC 1是基于第一心跳周期的一個完整的數(shù)據(jù)組(即半個回轉(zhuǎn)的數(shù)據(jù))被重建的圖像。第二圖像PIC 2是基于第二心跳周期的一個完整的數(shù)據(jù)組(即半個回轉(zhuǎn)的數(shù)據(jù))被重建的圖像。從這兩個圖像PIC 1和PIC 2計算平均值圖像PIC MEAN。這通過將圖像PIC 1和PIC 2逐像素地相加并且減半來進行。在N片段重建中通過這樣形成平均值將結(jié)果的平均值圖像PIC MEAN中噪聲相對于原始的圖像以倍數(shù)#降低，在雙片段重建的本例中是以倍數(shù)λ/ 。此外，從兩個心跳周期的數(shù)據(jù)中按照公知的多片段重建來計算圖像PICSEG。艮口， 為了重建圖像PIC SEG這樣組合來自于兩個心跳周期的數(shù)據(jù)，使得呈現(xiàn)一個完整的數(shù)據(jù)組。 圖像PIC SEG的特征是相對于圖像PIC 1、PIC 2和PICMEAN提高的時間分辨率。在圖5中示出了圖像PIC MEAN和圖像PIC SEG的例子，其中圖5A示出了圖像PIC MEAN而圖5B示出了圖像PIC SEG0用kha和箭頭示出的區(qū)域相應(yīng)于右冠狀動脈的中間部分。在此是心臟的發(fā)生運動的區(qū)域?？梢郧宄乜闯觯趫D5A的平均值圖像中的清晰度在該區(qū)域中非常小于在圖5B的具有改進的時間分辨率的多片段圖像的清晰度。另一方面，通過形成平均值降低了噪聲，這在多片段圖像中不是這樣。這在利用 Rau表示的區(qū)域中特別明顯在圖5B中具有相對于圖5A強烈提高的噪聲。該位置示出了右心室的組織區(qū)域(心肌區(qū)域)?？偠灾ㄟ^比較圖像PIC MEAN和PIC SEG可以確定，圖像PIC MEAN的優(yōu)點是由于積累了來自于多個心跳周期的拍攝的劑量而降低的噪聲，而圖像Pic SEG的優(yōu)點是提高的時間分辨率?，F(xiàn)在從兩個圖像PIC MEAN和PIC SEG中逐像素地計算像素值的差的絕對值。如以下還要詳細解釋的那樣處理該差，使得最后得到差圖像DIF。圖6A示出了從圖5的兩個圖像的比較中得到的這樣的差圖像DIF的例子。在圖6A的差圖像DIF中的像素越亮，則在該點上在圖像PIC MEAN和PIC SEG之間的區(qū)別越大。該區(qū)別示出了在各個位置上的運動的程度。這點基于如下實事平均圖像PIC MEAN給出在心跳周期的多個心臟階段上心臟的平均狀態(tài)，而圖像PICSEG相應(yīng)于在心跳周期的特定的心臟階段或較小片段的心臟階段。為了實現(xiàn)差圖像DIF，對差的所述處理在于，將低于第一閾值Tl (例如Tl = 40HU) 的按照數(shù)值的差值置為0，并且將大于第二閾值T2 (例如T2 = 80HU)的所有按照數(shù)字的差值置為T2。使用第一閾值的原因是，在圖像PIC MEAN和PIC SEG之間的小的偏差僅來自于噪聲并且不是來自于真正的運動。以下不應(yīng)當(dāng)考慮該偏差。通過使用第二閾值來向上限制所述差。其原因是，強對比度的運動(例如肺部血管對空氣)不如其它運動(例如在碘填充的血管和組織之間的對比度的運動)強地被觀察。閾值Tl和T2的確定例如可以在引入柱狀圖(Histogrammdarstellung)的條件下來進行。例如可以如下地獲得第一閾值Tl 要求所有差值的一個特定的百分比(例如 75%)基于運動并且差值的其余的25%通過噪聲獲得?？梢园凑疹愃品绞将@得第二閾值 T2 例如，要求所有差值的一個特定的百分比(例如15% )要高于第二閾值。此外，對差圖像DIF在進一步使用其之前進行低通濾波，從而確保在具有不同多的運動的組成部分之間的柔和過渡。為了改善結(jié)果，可以在低通濾波之前進行對差值的非線性擴展(Spreizimg)，例如借助指數(shù)函數(shù)，并且在低通濾波之后進行相應(yīng)的去擴展 (Entspreizung)。然后還要通過相應(yīng)地縮放所述值，對修改后的差圖像DIF的值域進行限制。按照修改的差圖像DIF形式的該處理的結(jié)果在圖6B中示出。實現(xiàn)差圖像DIF的目的是，識別CT圖像內(nèi)部的存在心臟運動的局部區(qū)域。通過圖6A到圖6B的過渡放大該區(qū)域。在此，圍繞每個所測量的差“添加”多個像素的一種邊緣，以確?？煽坎⑶胰娴刈鳛檫\動的區(qū)域識別涉及的區(qū)域。如以下所示，對于該區(qū)域應(yīng)當(dāng)使用時間上高分辨的圖像。例如當(dāng)較小的血管在差中僅部分重疊，則應(yīng)當(dāng)通過擴大該運動的區(qū)域來確保，在隨后的混合中仍能完整地從時間上高分辨的圖像中提取該血管。然后在圖4的步驟SUM中進行圖像PIC MEAN和PIC SEG的混合，其中，采用修改后的差圖像DIF作為權(quán)重系數(shù)。為了確定結(jié)果圖像PIC，按照以下形式，利用作為加權(quán)圖像的差圖像DIF，進行平均的圖像PIC MEAN和時間上高分辨的圖像PIC SEG的該逐像素的混合PICi = PIC MEANi · (I-DIFi)+PIC SEGi · DIFi 下標(biāo) i 在此表示各個像素。差圖像DIF的一個像素的最大值為1。這相應(yīng)于強的運動。在這種情況下成立 PICi = PIC SEGi,即取時間上高分辨的圖像PIC SEG的像素值。差圖像DIF的一個像素的最小值為0。這相應(yīng)于沒有運動。在這種情況下成立PICi = PICMEANi,即，取平均值圖像PIC MEAN的像素值。對于在0和1之間的差圖像DIF的值，時間上高分辨的圖像PIC SEG以及平均值圖像PIC MEAN都對結(jié)果圖像做出貢獻。在圖7中示出了從圖5和6的圖像中計算的結(jié)果圖像PIC的例子?？梢钥闯?，結(jié)果圖像PIC的特征是在運動的區(qū)域的高的清晰度，如同樣在圖5中通過kha和箭頭表示的。 這相應(yīng)于時間上高分辨的圖像PIC SEG的優(yōu)點。此外，結(jié)果圖像PIC的特征還在于在具有很少運動的區(qū)域中降低的噪聲，這如在圖5中在利用Rau表示的區(qū)域可以看出。這相應(yīng)于平均的圖像PIC MEAN的優(yōu)點。即總體上得到在不運動區(qū)域中具有低噪聲的清晰的圖像。也就是，通過所描述的方法過程可以利用多片段重建的已知優(yōu)點，S卩，由于提高了時間分辨率避免了運動偽影。此外，通過相對于常規(guī)的多片段重建極大降低噪聲，有效地利用了對于患者高的劑量負擔(dān)。即提高的劑量用于雙重目的在改進圖像噪聲的同時提高時間分辨率。相反，該過程也可以是如下的在數(shù)據(jù)采集時X射線的強度比用于多片段重建的常規(guī)測量明顯降低，例如，降低到60-70%。如果在N片段重建中以倍數(shù)N降低劑量，則關(guān)于圖像噪聲該重建相對于單片段重建是劑量中等的。在這種情況下，仍然可以獲得具有高的時間分辨率的CT圖像，其噪聲相對于具有100%輻射強度的一次性測量沒有變差。即由此可以在無需將患者置于相對于簡單測量更高的輻射負擔(dān)或僅稍微提高的輻射負擔(dān)的條件下進行多片段重建。至此描述了如下的實施方式，S卩，通過比較平均值圖像PIC MEAN和圖像PIC SEG 確定差圖像DIF。在這種情況下，具有不同的時間分辨率的兩幅圖像用于確定運動信息。與此不同的是，還可以通過比較具有相同的時間分辨率的兩個圖像來獲得差圖像DIF。例如兩個圖像PIC 1和PIC 2適合于此。前面以一個實施例描述了本發(fā)明?？梢岳斫獾氖?，在不脫離本發(fā)明的框架的情況下可以進行大量改變和修改。
權(quán)利要求
1.一種用于從測量數(shù)據(jù)中重建周期運動的檢查對象的圖像數(shù)據(jù)(PIC)的方法，其中， 在檢查對象的多個運動周期期間在計算機斷層造影系統(tǒng)(Cl)的輻射源(C2，C4)和檢查對象之間相對旋轉(zhuǎn)運動的情況下采集所述測量數(shù)據(jù)，從所述測量數(shù)據(jù)中確定第一圖像(PIC MEAN)和第二圖像(PIC SEG)， 其中，將不同運動周期的測量數(shù)據(jù)綜合成作為圖像重建的基礎(chǔ)的測量數(shù)據(jù)組，以便重建所述第二圖像(PIC SEG)，通過比較所述第一圖像(PIC MEAN)與第二圖像(PIC SEG)計算差信息(DIF)， 在使用所述差信息(DIF)的條件下從所述第一圖像(PIC MEAN)和第二圖像(PIC SEG) 中計算結(jié)果圖像(PIC)。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，為了計算所述結(jié)果圖像(PIC)從所述第一圖像 (PIC MEAN)和第二圖像(PIC SEG)中逐像素地形成加權(quán)的和(SUM)，其中，權(quán)重取決于所述差信息(DIF)。
3.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的方法，其中，重建至少一個第三圖像(PIC1)和一個第四圖像(PIC 2)，以便確定所述第一圖像(PIC MEAN),其中，從第一運動周期的數(shù)據(jù)中重建所述第三圖像(PIC 1)并且從第二運動周期的數(shù)據(jù)中重建所述第四圖像(PIC 2)，并且通過從至少第三圖像(PIC 1)和第四圖像(PIC 2)中形成平均值確定所述第一圖像(PIC MEAN)。
4.根據(jù)權(quán)利要求1至3中任一項所述的方法，其中，應(yīng)用多片段重建方法來確定所述第二圖像(PIC SEG)。
5.根據(jù)權(quán)利要求1至4中任一項所述的方法，其中，所述第一圖像(PICMEAN)和第二圖像(PIC SEG)具有互相不同的時間分辨率。
6.根據(jù)權(quán)利要求1至5中任一項所述的方法，其中，為了計算所述差信息(DIF)通過在所述第一圖像(PIC MEAN)和第二圖像(PIC SEG)之間逐像素地相減確定差圖像。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，其中，將低于第一閾值的差圖像的值置為零。
8.根據(jù)權(quán)利要求6或7所述的方法，其中，將超過第二閾值的差圖像的值置為第二閾值。
9.根據(jù)權(quán)利要求6至8中任一項所述的方法，其中，對所述差圖像進行低通濾波。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的方法，其中，在所述低通濾波之前對所述差圖像進行非線性失真校正。
11.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，從第一運動周期的數(shù)據(jù)中重建所述第一圖像 (PIC 1)，為了計算所述差信息(DIF)，替代所述第二圖像(PIC SEG)，引入第五圖像(PIC 2)，其中，從第二運動周期的數(shù)據(jù)中重建所述第五圖像(PIC 2)，從所述第一圖像和第五圖像中確定平均值圖像(PIC MEAN),并且在使用所述差信息(DIF)的條件下，從所述平均值圖像(PIC MEAN)和第二圖像 (PIC SEG)中計算所述結(jié)果圖像(PIC)。
12.一種用于從CT系統(tǒng)(Cl)的測量數(shù)據(jù)(ρ)中重建檢查對象的圖像數(shù)據(jù)(f)的控制和計算單元(ClO)，包括用于存儲程序代碼O^rgl至的程序存儲器，其中，在所述程序存儲器中具有程序代碼O^rgl至I^rgn)，所述程序代碼適合于執(zhí)行按照權(quán)利要求1至11中任一項所述的方法。
13.一種具有按照權(quán)利要求12所述的控制和計算單元(ClO)的CT系統(tǒng)(Cl)。
14.一種計算機程序，具有程序代碼裝置O^rgl至ft~gn)，用于當(dāng)所述計算機程序在計算機上執(zhí)行時，執(zhí)行按照權(quán)利要求1至11中任一項所述的方法。
15.一種計算機程序產(chǎn)品，包括計算機程序的在計算機可讀的數(shù)據(jù)載體上存儲的程序代碼裝置O^rgl至，用于當(dāng)所述計算機程序在計算機上執(zhí)行時，執(zhí)行按照權(quán)利要求1 至11中任一項所述的方法。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種用于從測量數(shù)據(jù)中重建周期運動的檢查對象的圖像數(shù)據(jù)(PIC)的方法，其中，事先在檢查對象的多個運動周期期間在計算機斷層造影系統(tǒng)(C1)的輻射源(C2，C4)和檢查對象之間相對旋轉(zhuǎn)運動的情況下采集所述測量數(shù)據(jù)。從所述測量數(shù)據(jù)中確定第一圖像(PIC MEAN)和第二圖像(PIC SEG)，其中將不同運動周期的測量數(shù)據(jù)綜合成作為圖像重建的基礎(chǔ)的測量數(shù)據(jù)組，以重建所述第二圖像(PIC SEG)。通過比較所述第一圖像(PIC MEAN)與第二圖像(PIC SEG)計算差信息(DIF)。在使用所述差信息(DIF)的條件下從所述第一圖像(PIC MEAN)和第二圖像(PIC SEG)中計算結(jié)果圖像(PIC)。
文檔編號A61B6/03GK102232842SQ20111007482
公開日2011年11月9日 申請日期2011年3月28日 優(yōu)先權(quán)日2010年3月30日
發(fā)明者伯恩哈德·施米特, 托馬斯·阿爾曼丁格 申請人:西門子公司