專利名稱：使用截短的投影和在先采集的3d ct圖像的錐形束ct設(shè)備的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及三維圖像處理，尤其在3D x-射線醫(yī)學(xué)成像領(lǐng)域中的三維圖像處理。
在本發(fā)明的上下文中，測量設(shè)備典型是裝配有圖像增強(qiáng)器或平板探測器的C形臂系統(tǒng)。C形臂系統(tǒng)是普通類型的x-射線成像裝置。其特征在于臂形狀像“C”，并且在其端部載有諸如x-射線管的x-射線源，以及x-射線探測器。x-射線源具有小的、像點的焦點。源的焦點相應(yīng)于錐形的頂點。
普通類型的探測器是x-射線圖像增強(qiáng)器和CCD照相機(jī)的組合。圖像增強(qiáng)器具有圓形靈敏區(qū)域，其典型直徑約為20至40cm。入射的x-射線光子轉(zhuǎn)化成由CCD照相機(jī)讀出的中間光學(xué)圖像。探測器還可以是具有矩形靈敏區(qū)域的平板探測器，通常尺寸從20×20到40×40cm2。平板探測器的靈敏區(qū)域劃分成直接讀出的小探測器元件的2D陣列。使用這兩種類型的探測器時，探測器的最終輸出是數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)的2D陣列，其代表當(dāng)進(jìn)行測量時照射到靈敏區(qū)域的x-射線光子的空間強(qiáng)度分布的采樣版本。
同時，源的焦點和探測器的靈敏區(qū)域定義了x-射線的錐形束。錐形束可以被隔板或準(zhǔn)直儀變窄。如果x-射線管工作時，在源和探測器之間存在對象，就獲得所謂的對象的錐形束投影。這樣的錐形束投影提供了3D對象的2D投影圖像，并且攜帶了關(guān)于對象內(nèi)x-射線衰減系數(shù)的空間分布的有限信息。
如果對象沒有完全地被錐形束照射，那么該投影被稱為截短的。截短量取決于探測器的尺寸、對象的尺寸、投影方向以及其他幾何因素。如果對象是人體，測量非截短錐形束投影需要無法實施之大的探測器。因而，在醫(yī)學(xué)應(yīng)用中，測得的錐形束總是截短的。
在由C形臂系統(tǒng)的機(jī)械設(shè)計強(qiáng)加的限制內(nèi)，可以將源移動到同心球面上的任意點。這使得可能從定位在同心上的對象的任意方向上采集錐形束投影。源還可以沿著局限于所提及的同心球的一些軌跡以連續(xù)的方式移動。這使得可能以連續(xù)改變的方向采集定位在同心上的對象的一系列錐形束投影。如果移動僅包括圍繞單一軸的旋轉(zhuǎn)，那么產(chǎn)生的軌跡是同心圓弧。通過組合至少兩種旋轉(zhuǎn)運動，可以產(chǎn)生非平面源軌跡。
通常以所謂的熒光透視模式，在介入手術(shù)期間廣泛使用C形臂系統(tǒng)。在該模式操作下，C形臂可能用改變的投影方向，產(chǎn)生待成像對象的時序錐形束投影。產(chǎn)生的投影圖像協(xié)助醫(yī)生，例如，移動導(dǎo)管或放置支架。在介入手術(shù)中，僅投影相對小的3D感興趣區(qū)域(ROI)常常就足夠了。這可以用比大探測器更便宜的小探測器完成。而且，小探測器允許錐形束變窄，因而減少釋放到患者的輻射劑量。
最近，已經(jīng)建議使用C形臂用于真實3D成像或體積成像。通過首先采集對象的一系列錐形束投影實現(xiàn)體積成像，其中源沿著圍繞對象的一些軌跡移動，并且然后使用執(zhí)行重建算法的計算機(jī)根據(jù)這些投影重建對象。
重建圖像包括體積元素或體素的3D陣列。其代表了對象3D區(qū)域中x-射線衰減系數(shù)空間分布的離散近似。精確已知體素相對于附于C形臂系統(tǒng)的參照系的坐標(biāo)。
給定采集的幾何配置，如由源軌跡和錐形束的軌跡所定義的，投影區(qū)域(ROP)定義為沿著源軌跡的所有錐形束中包含的體積。例如，如果源軌跡是完整的圓并且探測器的靈敏區(qū)域是圓盤，那么ROP是同心球，其直徑(通常為15至25cm)部分取決于探測器的尺寸。如果探測器的靈敏區(qū)域不是圓盤或者源軌跡不是完整的同心圓，ROP的形狀更加復(fù)雜，但是ROP仍然定位在同心上，并且其尺寸具有與前述例子相同的數(shù)量級。
盡管ROP內(nèi)容的“精確”重建通常是不可能的(在醫(yī)學(xué)應(yīng)用中)，但是ROP中相當(dāng)好的重建仍然可能。這是因為錐形束投影的缺失部分對ROP中精確結(jié)果僅僅有小的作用。而且，當(dāng)相關(guān)積分線與ROP的距離增加時，缺失數(shù)據(jù)的影響迅速減少。對缺失部分的粗略猜測已經(jīng)使得能在ROP中實現(xiàn)滿意的重建，并且在重建過程中，可以安全地忽略沿著以大距離穿過ROP的線的線積分。盡管如此，必須明智地選擇源軌跡。這些觀察提示延伸截短的投影，使得它們表現(xiàn)為稍大于ROP的對象的非截短投影，并且提示將延伸的投影反饋到一種用于非截短投影的已知重建算法中。產(chǎn)生的圖像與真實圖像將區(qū)別僅在于，一些未知但微弱且平穩(wěn)變化的幻像，其不混亂小的解剖細(xì)節(jié)。在ROP的邊緣附近，幻象最強(qiáng)并且朝著該區(qū)域的內(nèi)部迅速減少。投影截短得越少并且投影的延伸部分越精確，重建圖像將越好。
延伸截短的投影的簡單方法是對對象的形狀和其中的x-射線衰減系數(shù)進(jìn)行似乎合理的假設(shè)，并且根據(jù)這些假設(shè)對投影的測得部分進(jìn)行外推。即使非常簡單地假設(shè)對象是具有恒定x-射線衰減系數(shù)的球或者圓柱，其也運行意外得好。如果根本的假設(shè)是非常錯誤的，則結(jié)果可能不夠滿意。在醫(yī)學(xué)應(yīng)用中，當(dāng)ROP處于人腦中時，出現(xiàn)這種情況。于是，用被骨頭包圍的軟組織填充ROP，但是骨頭對x-射線衰減貢獻(xiàn)相當(dāng)大。
上面概述的體積成像類型，是錐形束計算機(jī)斷層攝影(CBCT)的一種形式。嚴(yán)格地說，并不強(qiáng)制使用C形臂進(jìn)行數(shù)據(jù)采集。還可以使用其他類型的臺架。源和探測器甚至可以連接到機(jī)器人臂并由機(jī)器人臂移動。然而，理想的是臺架是“開放的”，從而醫(yī)生可以自由地接近患者。C形臂臺架符合這個要求。
基于C形臂系統(tǒng)的CBCT提供了高的、各向同性的空間分辨率，并且成為介入手術(shù)中標(biāo)準(zhǔn)熒光透視模式的受歡迎的助手。例如，在神經(jīng)系放射學(xué)中，CBCT操作模式可以用于確認(rèn)介入的成功或者如果在介入期間出現(xiàn)復(fù)雜情況時，輔助醫(yī)生做出決定?；颊呖梢员３衷谄脚_上并且不需要移動到另一個掃描器。釋放給患者的劑量優(yōu)選為盡可能低。由于這個原因，ROP應(yīng)當(dāng)盡可能小。此外，小ROP可以用比大探測器更便宜的小探測器實現(xiàn)。
患者的ROI中的x-射線衰減系數(shù)的3D分布還可以使用具有旋轉(zhuǎn)臺架的標(biāo)準(zhǔn)CT系統(tǒng)確定。用較老的CT系統(tǒng)時，患者平臺并且患者與其一起，沿著CT系統(tǒng)的長軸逐步地平移。在每一步，根據(jù)當(dāng)x-射線源圍繞系統(tǒng)(患者)的長軸旋轉(zhuǎn)時獲取的大量扇形束投影，重建“當(dāng)前”切片的2D圖像。不出現(xiàn)截短的扇形束投影的問題(除非，可能有肥胖患者)。最后堆疊產(chǎn)生的2D圖像以形成所需3D圖像。較新的CT系統(tǒng)使用患者的連續(xù)平移從而源沿著圍繞患者的螺線移動。無論如何，最終3D圖像的體素以附于CT系統(tǒng)的坐標(biāo)系表達(dá)。這樣一種CT圖像的分辨率是各項異性的并且沿著患者的長軸相對較差。常規(guī)CT臺架是“封閉的”并且嚴(yán)格地限制醫(yī)生接近患者。
在神經(jīng)學(xué)應(yīng)用中，出于診斷和計劃的目的，通常在介入之前數(shù)小時或數(shù)天進(jìn)行常規(guī)3D CT掃描。對于介入本身，代替地使用C形臂系統(tǒng)。如在上指出的，那么探測器應(yīng)當(dāng)相對小，并且當(dāng)C形臂系統(tǒng)在CBCT模式運轉(zhuǎn)時，小探測器可能導(dǎo)致有害的偽影。
在“Tomographic Reconstruction for Truncated Cone Beam DataUsing Prior CT Information”(R.E.Ellis和T.M.Peters eds.，MICCAI2003，LNCS2879，第134-141頁，2003)中，K.Ramamurthi和J.Prince建議使用先前采集的3D CT圖像來合成用C形臂系統(tǒng)采集的截短的錐形束投影的缺失部分。這實際上是沿著缺失的積分線數(shù)值積分3D CT圖像中的x-射線衰減系數(shù)，如果C形臂系統(tǒng)具有大探測器，則其就可以采集到所述缺失的積分線。假設(shè)先前采集的CT圖像在C形臂系統(tǒng)的坐標(biāo)系中可利用。實際上，不存在這種情況?；贑形臂系統(tǒng)的CBCT圖像并不是事前就知道的，從而不能用于與先前采集的CT圖像配準(zhǔn)。本文留下這個問題用于進(jìn)一步研究以發(fā)展用于此目的的可靠的2D-3D配準(zhǔn)算法，但是由于錐形束投影的復(fù)雜幾何形狀和這些投影不覆蓋與先前CT圖像相同信息的事實，這是困難的任務(wù)。
本發(fā)明的一個目的是提高CBCT圖像的質(zhì)量，所述CBCT圖像依靠橫向延伸相對小的探測器，諸如在C形臂系統(tǒng)中使用的那些探測器而獲得。
因而，本發(fā)明提出一種如權(quán)利要求1所述的用于重建3D圖像的設(shè)備。在權(quán)利要求2-7中引用該設(shè)備的優(yōu)選特征。本發(fā)明的另一方面涉及權(quán)利要求8和從屬權(quán)利要求9-13定義的計算機(jī)程序產(chǎn)品。
本發(fā)明利用中間CBCT圖像，其通過使用諸如上面提到的簡單延伸方法延伸可獲得的截短的錐形束投影而獲得。產(chǎn)生的圖像不如最終圖像好，但是足以用于配準(zhǔn)目的。這樣的配準(zhǔn)可以在3D域中執(zhí)行，優(yōu)選基于該中間圖像和先前CT圖像之間的局部相關(guān)性。一旦已經(jīng)完成配準(zhǔn)，就使用先前的3D CT圖像合成截短投影的缺失部分。
在該合成中，粗略的采樣通常是足夠的，其加速了手術(shù)。然后通過插值法上采樣(up-sample)缺失數(shù)據(jù)，并且使用合成的和插值的數(shù)據(jù)完成用于第二(最終)重建的截短錐形束投影。產(chǎn)生的CBCT圖像幾乎沒有截短偽影。
參考附圖，在下列非限制性例子的描述中，本發(fā)明的其他特征和優(yōu)點將變得清楚，其中

圖1是根據(jù)本發(fā)明的設(shè)備的結(jié)構(gòu)框圖；以及圖2是該設(shè)備的配準(zhǔn)模塊的結(jié)構(gòu)框圖。
圖1示出了可用于根據(jù)截短的錐形束(CB)投影重建3D圖像的圖像重建設(shè)備，依靠具有相對小的探測器的C形臂x-射線裝置獲得所述截短的錐形束(CB)投影。因此，x-射線裝置具有相對小的投影區(qū)域(ROP)，其例如在介入手術(shù)中覆蓋感興趣的區(qū)域(ROI)。這樣小的探測器允許減少輻射劑量。其還比大探測器更便宜。
設(shè)備10具有兩個輸入，一個用于接收截短的CB投影，以及描述采集幾何配置(c形臂外形，源軌跡，......)的數(shù)據(jù)，另一個用于接收先前計算的CT圖像。在先CT圖像可以是整個對象的圖像，其在截短CB投影中部分可見。在這種情況下，在先CT圖像例如得自在用大探測器執(zhí)行的掃描中預(yù)先采集的錐形束投影。或者，在先CT圖像可以僅僅覆蓋對象的部分，只要該部分包括ROP同時顯著大于ROP。例如，這種在先CT圖像可以作為在此描述的重建設(shè)備10的輸出獲得。
在結(jié)構(gòu)簡圖形式的圖1中示出了設(shè)備10。在典型實施方式中，圖1中所示的模塊11-15是軟件模塊，即，包括寫成執(zhí)行下面詳細(xì)描述的數(shù)據(jù)處理步驟的計算機(jī)程序代碼。然后，設(shè)備10包括諸如工作站的計算平臺，所述工作站與用于獲得截短的CB投影的C形臂x-射線裝置、存儲在先CT圖像的存儲器、用于顯示重建的CBCT圖像的可視切片的顯示器相聯(lián)。還可以載入包括數(shù)據(jù)處理模塊11-15的計算機(jī)程序以升級與C形臂x-射線裝置相聯(lián)的現(xiàn)有工作站。模塊11-15還可以實施為硬件電路。
在重建程序的第一步驟中，外推模塊11使用簡單延伸方法外推探測器的視場之外的線積分。該延伸方法在此可以是粗略的，例如在US專利6,542,573中公開的簡單的“放射狀”延伸方法。通過將橢圓弧加到其兩端來延伸每排的每個截短投影。延伸的橫向范圍由延伸因數(shù)控制，所述延伸因數(shù)是延伸投影的橫向范圍與截短投影的橫向范圍的比。在探測器之外，外推的線積分稱作偽投影數(shù)據(jù)。
然后，由3D重建模塊12將合適的重建算法應(yīng)用到利用偽投影數(shù)據(jù)完成的截短CB投影，合適的重建算法例如是在1994年IEEE Trans.Med.Img.第13卷第186-195頁，M.Defrise和R.Clark的“A cone-beam reconstruction algorithm using shift-variant filtering and cone-beam back-projection”中公開的算法。如果源軌跡是圓弧，對于模塊12而言，甚至更簡單的“切向”延伸方法就足夠，例如在1984年J.opt.Soc.Amer.A第1卷第612-619頁，L.A.Feldkamp、L.C.Davis和W.J.Kress的“Practical cone-beam algorithm”中公開的FDK算法。產(chǎn)生的中間CBCT圖像在C形臂系統(tǒng)的坐標(biāo)系中表達(dá)。
由模塊13執(zhí)行的接下來的步驟在于，使用合適的圖像配準(zhǔn)算法，將在先CT圖像與在先前步驟中獲得的ROP的中間CBCT圖像配準(zhǔn)。這樣的算法能夠處理不同的體素和圖像尺寸，以及兩幅圖像之間適度的解剖學(xué)差異。該步驟產(chǎn)生了在C形臂系統(tǒng)的坐標(biāo)系中表達(dá)的在先CT圖像。
向前投影模塊14使用由模塊13輸出的配準(zhǔn)的在先CT圖像，估算缺失的x-射線衰減系數(shù)的線積分，如果C形臂系統(tǒng)具有大探測器，則其已經(jīng)測量了所述缺失的線積分。
有利地，模塊14以粗略的空間分辨率執(zhí)行X-射線衰減系數(shù)的實際積分，即，僅對以相同像素分辨率橫向延伸的由真實C形臂探測器表示的實際探測器的一些像素。例如，可以每四個體素明確地計算積分，例如索引為偶數(shù)行和列的那些。如果投影數(shù)量大，僅對每第n個投影進(jìn)行積分也是足夠的，其中n是小的正整數(shù)，例如n＝2。粗略的采樣節(jié)省了計算時間。然后模塊14使用內(nèi)插值法估算未明確估算的線積分。這比計算所有的缺失數(shù)據(jù)更快，并且仍然足夠精確。
另外，模塊14可以對向前投影數(shù)據(jù)應(yīng)用線性變換，以便使這些數(shù)據(jù)在探測器邊沿與截短CB數(shù)據(jù)匹配。例如，依靠在沿著邊沿的交疊邊緣中向前投影數(shù)據(jù)和截短CB數(shù)據(jù)之間的最小二乘法擬合，來計算增益和偏移量。這些參數(shù)用于補(bǔ)償不同掃描中可能不同的束質(zhì)量和散射貢獻(xiàn)。
用模塊14計算的向前投影數(shù)據(jù)完成測得的截短錐形束投影，以在第二3D重建模塊15的輸入提供完成的CB投影。該模塊使用諸如在上面提及的M.Defrise等人的論文中公開的合適的算法，根據(jù)完成的錐形束投影計算ROP的最終3D圖像。如果源軌跡是圓弧，可以使用FDK算法代替。產(chǎn)生的CBCT圖像幾乎沒有截短偽影。
模塊13應(yīng)用嚴(yán)格的3D圖像配準(zhǔn)技術(shù)以將在先CT圖像與中間CBCT圖像配準(zhǔn)。使用諸如交叉相關(guān)或共有信息的相似性手段的基于強(qiáng)度的配準(zhǔn)方法，不容易應(yīng)用，這是因為由于截短，參考圖像和中間圖像不共有相同的解剖信息，尤其對骨結(jié)構(gòu)。優(yōu)選使用這樣的配準(zhǔn)方法，其基于對中間CBCT圖像中的許多小鄰域進(jìn)行的局部相關(guān)系數(shù)計算。在中間CBCT圖像的骨的附近選擇所述鄰域，其首先通過應(yīng)用閾值來確定。這樣一種選擇策略具有這樣的優(yōu)點，即僅在提供相關(guān)灰度值信息的區(qū)域內(nèi)估算圖像相似性。
該3D圖像配準(zhǔn)技術(shù)由圖2中示出的配準(zhǔn)模塊13的結(jié)構(gòu)簡圖示出。閾值應(yīng)用模塊20借助于確定的閾值分割中間CBCT圖像，以產(chǎn)生可能代表圖像中骨的體素。從分割的圖像中，模塊20可以進(jìn)一步移除位于每個2D切片中的圓之外的所有體素，所述圓的直徑定義為ROP在x和y方向上的最小延伸。模塊20的輸出是中間CBCT圖像中的相關(guān)骨體素的3D坐標(biāo)的列表。
模塊13還包括常規(guī)邊緣濾波器21，例如，Sobel或Canny濾波器，中間CBCT圖像應(yīng)用于其上。濾波器21向ROP的每個體素賦予與3D空間或2D切片中的x-射線衰減系數(shù)的最大梯度對應(yīng)的邊緣強(qiáng)度值。分類模塊22將體素分類成按照它們的邊緣強(qiáng)度值排序(首先最大值)的列表。該列表中的體素由選擇模塊23順序處理，對于列表中的每個體素i，選擇模塊23對在某一局部鄰域中的骨體素的數(shù)目k(i)計數(shù)(如模塊20所指示)。這樣的鄰域是例如以正在考慮的列表的體素為中心的7×7×7立方體。
模塊23建立了模板，該模板由在它們相應(yīng)的局部鄰域中計數(shù)得至少K個骨體素的列表中的體素構(gòu)成。整數(shù)K可以取得相對小，例如K＝3，以便于消除最不可能代表骨結(jié)構(gòu)的很小的吸收區(qū)域。該模板可以包括在列表頂部取得的并且滿足k(i)≥K標(biāo)準(zhǔn)的固定數(shù)目N個體素。可選地，首先篩選該列表以消除不滿足k(i)≥K標(biāo)準(zhǔn)的體素，并且模塊23在該模板中保持已篩選列表的前Q％(例如，Q％＝3％)，因而在模板中產(chǎn)生可變數(shù)目N個體素。在列表頂部選擇有限數(shù)目的模板體素，確保了這N個體素代表最顯著灰度值轉(zhuǎn)變，并且因此代表存在于中間CBCT圖像中的最可能的骨的輪廓。
在后續(xù)步驟中，模塊24使用由圖2中的索引j指示的模板體素，作為基于局部相關(guān)相似性執(zhí)行配準(zhǔn)的錨定點。模塊24確定在先CT圖像的空間變換，其最大化在模板體素處中間CT圖像和變化的在先CT圖像之間的局部相關(guān)性度量M(T)。在優(yōu)化程序中測試的每個變換例如由6個參數(shù)的參數(shù)集T確定，所述6個參數(shù)對應(yīng)于平移向量(3個坐標(biāo))和3個旋轉(zhuǎn)角度。
局部相關(guān)性度量可以具有這樣形式M(T)=1NΣj[Σi∈n(j)(bi-b‾j)(ti-t‾j)]2Σi∈n(j)(bi-b‾j)2Σi∈n(j)(ti-t‾j)2]]>其中，在模板的N個體素j之上計算總和，n(j)指示體素j的局部鄰域(例如，在兩幅圖像的體素分辨率下，以體素j為中心的5×5×5立方體)，bi是中間CT圖像中的n(j)的體素i的x-射線衰減值，ti是通過T變換的在先CT圖像中的n(j)的體素i的x-射線衰減值， 和 分別是n(j)內(nèi)的bi和ti的平均值。
在2001年T.Netsch等人在International Conference on ComputerVision(ICCV’01)(Vancouver，BC，第501-508頁)的“Towardsreal-time multi-modality 3-D medical image registration”中，公開了可由模塊24用來最大化M(T)的有效算法，將參考所述文獻(xiàn)。最佳參數(shù)集T構(gòu)成了由模塊24確定并且應(yīng)用于在先CT圖像的配準(zhǔn)數(shù)據(jù)，以提供由向前投影模塊14處理的配準(zhǔn)的圖像。
雖然已經(jīng)參考其的優(yōu)選實施方式描述了本發(fā)明，將認(rèn)識到，不脫離本發(fā)明的精神和范圍，可以對那些實施方式產(chǎn)生各種各樣的修改方案。
權(quán)利要求
1.一種設(shè)備，用于根據(jù)由x-射線裝置采集的截短的錐形束投影數(shù)據(jù)重建對象的至少第一區(qū)域的3D圖像，所述x-射線裝置包括沿著采集軌跡移動的源-探測器組件，使得源和探測器之間的錐形束包圍所述第一區(qū)域，該設(shè)備包括外推裝置(11)，用于處理該截短的投影數(shù)據(jù)以獲得與探測器之外的投影方向相關(guān)的偽投影數(shù)據(jù)；第一3D重建裝置(12)，用于基于用偽投影數(shù)據(jù)完成的截短投影數(shù)據(jù)，重建至少覆蓋對象的第一區(qū)域的中間CT圖像；配準(zhǔn)裝置(13)，用于計算代表選擇成配準(zhǔn)在先CT圖像和中間CT圖像的空間變換的配準(zhǔn)數(shù)據(jù)，所述在先CT圖像代表包括第一區(qū)域且大于第一區(qū)域的對象的第二區(qū)域；向前投影裝置(14)，用于處理截短投影數(shù)據(jù)和已配準(zhǔn)的在先CT圖像，以得到與探測器之外的投影方向相關(guān)的向前投影數(shù)據(jù)；以及第二3D重建裝置(15)，用于基于用向前投影數(shù)據(jù)完成的截短投影數(shù)據(jù)合成至少覆蓋對象的第一區(qū)域的重建CT圖像。
2.根據(jù)權(quán)利要求1的設(shè)備，其中配準(zhǔn)裝置(13)包括用于確定中間CT圖像的體素的模板的裝置(20-23)，所述體素代表存在于中間CT圖像中的輪廓，以及確定在先CT圖像的空間變換的裝置(24)，該空間變換最大化在模板體素處中間CT圖像和已變換的在先CT圖像之間的局部相關(guān)性度量。
3.根據(jù)權(quán)利要求2的設(shè)備，其中用于確定模板的裝置包括確定體素集合的裝置(20)，其用于確定各自的x-射線衰減值在閾值之上的中間CT圖像的體素的集合，以及用于選擇模板的體素的裝置(21-23)，由此該模板的每個體素具有各自的至少包括所述集合中預(yù)定數(shù)目體素的局部鄰域。
4.根據(jù)權(quán)利要求3的設(shè)備，其中用于選擇模板的體素的裝置(21-23)設(shè)置成選擇中間CT圖像的體素，所選擇的這些體素在具有至少包括所述集合的所述預(yù)定數(shù)目體素的局部鄰域的體素中具有最大的邊緣強(qiáng)度值。
5.根據(jù)權(quán)利要求2至4中任一項的設(shè)備，其中最大化的局部相關(guān)性度量具有1NΣj[Σi∈n(j)(bi-b‾j)(ti-t‾j)]2Σi∈n(j)(bi-b‾j)2Σi∈n(j)(ti-t‾j)2]]>的形式，其中N是模板的體素的數(shù)目，j是體素索引，n(j)表示體素j的鄰域，bi和ti分別是中間CT圖像中和已變換的在先CT圖像中的n(j)中體素i的x-射線衰減值，并且bi和ti分別是中間CT圖像中和已變換的在先CT圖像中n(j)中x-射線衰減值的平均值。
6.根據(jù)前述權(quán)利要求中的任一項的設(shè)備，其中向前投影裝置(14)包括第一計算裝置，用于借助于已配準(zhǔn)的在先CT圖像獲得具有比截短的錐形束投影數(shù)據(jù)更粗略的分辨率的第一向前投影數(shù)據(jù)；以及第二計算裝置，用于內(nèi)插第一向前投影數(shù)據(jù)以提供空間分辨率與截短投影數(shù)據(jù)相同的向前投影數(shù)據(jù)。
7.根據(jù)前述權(quán)利要求中的任一項的設(shè)備，其中向前投影裝置(14)包括線性變換裝置，以在沿著探測器邊沿的區(qū)域中使向前投影數(shù)據(jù)與截短的錐形束投影數(shù)據(jù)相匹配。
8.一種計算機(jī)程序產(chǎn)品，可裝載在計算機(jī)的處理單元中，用于根據(jù)由x-射線裝置采集的截短的錐形束投影數(shù)據(jù)重建對象的至少第一區(qū)域的3D圖像，所述x-射線裝置包括沿著采集軌跡移動的源-探測器組件，使得源和探測器之間的錐形束包圍所述第一區(qū)域，該計算機(jī)程序產(chǎn)品包括當(dāng)由計算機(jī)的處理單元運行時執(zhí)行下列步驟的指令外推截短的投影數(shù)據(jù)以獲得與探測器之外的投影方向相關(guān)的偽投影數(shù)據(jù)；基于用偽投影數(shù)據(jù)完成的截短投影數(shù)據(jù)重建至少覆蓋對象的第一區(qū)域的中間3D CT圖像；將在先CT圖像與中間CT圖像配準(zhǔn)，所述在先CT圖像代表包括第一區(qū)域且大于第一區(qū)域的對象的第二區(qū)域；處理截短的投影數(shù)據(jù)和已配準(zhǔn)的在先CT圖像，以獲得與探測器之外的投影方向相關(guān)的向前投影數(shù)據(jù)；以及基于用向前投影數(shù)據(jù)完成的截短投影數(shù)據(jù)合成至少覆蓋對象的第一區(qū)域的重建CT圖像。
9.根據(jù)權(quán)利要求8的計算機(jī)程序產(chǎn)品，其中用于將在先CT圖像與中間CT圖像配準(zhǔn)的指令(13)包括用于確定中間CT圖像的體素的模板的指令(20-23)，所述體素代表存在于中間CT圖像中的輪廓，以及用于確定在先CT圖像的空間變換的指令(24)，該空間變化最大化在模板體素處中間CT圖像和已變換的在先CT圖像之間的局部相關(guān)性度量。
10.根據(jù)權(quán)利要求9的計算機(jī)程序產(chǎn)品，其中用于確定模板的指令包括確定體素集合的指令(20)，其用于確定各自的x-射線衰減值在閾值之上的中間CT圖像的體素的集合，以及用于選擇模板體素的指令(21-23)，由此該模板的每個體素具有各自的至少包括所述集合中預(yù)定數(shù)目體素的局部鄰域。
11.根據(jù)權(quán)利要求10的計算機(jī)程序產(chǎn)品，其中用于選擇模板的體素的指令(23)選擇中間CT圖像的體素，所選擇的這些體素在具有至少包括所述集合的所述預(yù)定數(shù)目體素的局部鄰域的體素中具有最大的邊緣強(qiáng)度值。
12.根據(jù)權(quán)利要求8至11中任一項的計算機(jī)程序產(chǎn)品，其中獲得向前投影數(shù)據(jù)的指令(14)包括用于獲得第一向前投影數(shù)據(jù)的指令，其借助于已配準(zhǔn)的在先CT圖像獲得分辨率比截短錐形束投影數(shù)據(jù)更粗略的第一向前投影數(shù)據(jù)；以及用于內(nèi)插第一向前投影數(shù)據(jù)以提供空間分辨率與截短投影數(shù)據(jù)相同的向前投影數(shù)據(jù)的指令。
13.根據(jù)權(quán)利要求8至12中任一項的計算機(jī)程序產(chǎn)品，其中獲得向前投影數(shù)據(jù)的指令(14)包括在沿著探測器邊沿的區(qū)域中使向前投影數(shù)據(jù)與截短錐形束投影數(shù)據(jù)相匹配的指令。
全文摘要
根據(jù)用x－射線裝置采集的截短錐形束投影數(shù)據(jù)和代表對象較大區(qū)域的在先CT圖像計算對象的一個區(qū)域的3D圖像。外插截短投影數(shù)據(jù)以獲得與探測器之外的投影方向相關(guān)的偽投影數(shù)據(jù)，并且基于由偽投影數(shù)據(jù)完成的截短投影數(shù)據(jù)重建中間CT圖像。然后將在先CT圖像與中間CT圖像配準(zhǔn)。根據(jù)截短投影數(shù)據(jù)和已配準(zhǔn)的在先CT圖像計算與探測器之外的投影方向相關(guān)的向前投影數(shù)據(jù)。最后基于由向前投影數(shù)據(jù)完成的截短投影數(shù)據(jù)重建3D圖像。
文檔編號G06T11/00GK1947154SQ200580012789
公開日2007年4月11日 申請日期2005年3月31日 優(yōu)先權(quán)日2004年4月21日
發(fā)明者T·尼特施, G·羅斯, H·肖姆伯格 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司