專利名稱：用于生成衰減圖的設(shè)備和方法
用于生成衰減圖的設(shè)備和方法本申請(qǐng)大致涉及成像技術(shù)，并且更具體地涉及用于電子圖像重建的衰減圖的生成。它已經(jīng)至少應(yīng)用于單光子發(fā)射計(jì)算機(jī)斷層攝影(SPECT)成像而不需要另一成像模態(tài) (例如計(jì)算機(jī)斷層攝影(CT)或者磁共振(MR))或者另外透射源(例如與SPECT掃描儀附接 的線源或者點(diǎn)源)的另外透射測(cè)量，并將具體參照該應(yīng)用對(duì)它進(jìn)行描述。然而，其在生成衰 減圖以與其它基于無線電發(fā)射的成像(包括但不限于正電子發(fā)射斷層攝影(PET)) —起使 用，以及其它領(lǐng)域中具有更普遍的應(yīng)用?；跓o線電發(fā)射的成像設(shè)備，例如SPECT或者PET成像設(shè)備，包括探測(cè)從放射性同 位素(例如給患者施用的放射性藥物)發(fā)射的電磁輻射的探測(cè)器。該探測(cè)器典型地包括閃 爍晶體材料片，其與同位素發(fā)射的伽馬射線相互作用以產(chǎn)生在可見光光譜中的光子，稱為 “事件”。在常規(guī)的SPECT研究中，例如對(duì)患者器官的研究，對(duì)患者施用的放射性同位素適 于被特定的器官或者要研究的身體區(qū)域吸收。然后，將患者安置在SPECT系統(tǒng)的成像臺(tái)上。 包括一個(gè)或多個(gè)探測(cè)器的伽馬或者閃爍照相機(jī)環(huán)繞患者的長(zhǎng)軸旋轉(zhuǎn)，以在關(guān)于軸的不同角 度方向上探測(cè)來自患者身體的伽馬放射。由此產(chǎn)生的數(shù)據(jù)用于形成多個(gè)二維圖像(也稱為 投影、投影圖像或者正弦圖(sinograms))的集合?？梢曰谠摱S圖像的集合來計(jì)算患者 之內(nèi)放射性同位素分布的三維SPECT圖像(稱為SPECT圖像或者斷層攝影圖像)。這一計(jì) 算過程稱為圖像重建。然而，從放射性同位素發(fā)射的光子的相當(dāng)一部分與輻射源和探測(cè)器之間的組織或 者其它材料相互作用。該相互作用通常阻止一些光子到達(dá)探測(cè)器(衰減)并改變一些光子 的方向(散射)。衰減和散射的程度將隨病人的不同而改變并依賴于發(fā)射源和探測(cè)器之間 物質(zhì)(即，骨、肌肉、器官組織，等等)的物理特性。由于衰減和散射，必須適當(dāng)?shù)靥幚鞸PECT 成像設(shè)備所獲得的定量數(shù)據(jù)以精確地表示患者身體內(nèi)放射性同位素的分布。所發(fā)射輻射的當(dāng)其穿過被成像對(duì)象的衰減和散射可由圖像重建期間被稱為衰減 校正的過程來解釋。衰減校正目前是核醫(yī)學(xué)圖像重建不可分割的部分。為此，在重建過程 期間有利地提供被成像對(duì)象的衰減圖(μ圖)以在衰減校正中使用(如Philips Astonish 軟件程序所做的)。針對(duì)SPECT中衰減校正的很多現(xiàn)有技術(shù)假設(shè)身體的衰減系數(shù)是均勻的。 然而，這是過度簡(jiǎn)單化的，因?yàn)槿梭w在輻射衰減方面不是均勻的，并且由于變化的質(zhì)量、密 度和其它特性，身體不同區(qū)域的衰減系數(shù)可變化很大。因此，假設(shè)遍及整個(gè)身體具有均勻的 衰減系數(shù)常常給圖像重建引入誤差?？梢允褂脧谋怀上駥?duì)象采集的另一成像模態(tài)例如CT或者M(jìn)R的成像數(shù)據(jù)來生成成 像對(duì)象的更精確的衰減圖。這種成像數(shù)據(jù)可以使用布置為發(fā)射輻射穿過對(duì)象的輻射源(例 如由X射線管生成的X射線或者Gd-153線源生成的輻射)來采集。通過透射CT投影數(shù)據(jù) 而產(chǎn)生的CT圖像指示透射過成像對(duì)象的輻射的吸收。這種輻射吸收在性質(zhì)上與放射性藥 物所發(fā)射的伽馬射線的吸收類似。例如，對(duì)于χ射線和伽馬射線兩者，相比軟組織均是被骨 更大地吸收。因此，CT成像數(shù)據(jù)可以用于估計(jì)由放射性藥物發(fā)射的伽馬射線的衰減圖。通 過使用專門的外部SPECT掃描儀硬件擴(kuò)展，例如與SPECT掃描儀附接的Gd線源或者點(diǎn)源，也可以獲得類似的透射數(shù)據(jù)。 使用這種另外的外部輻射源(例如χ射線或者伽馬射線)來生成衰減圖具有幾個(gè) 缺點(diǎn)。這些方法，尤其是CT的使用，導(dǎo)致了對(duì)患者更高的輻射暴露，這出于安全考慮可是個(gè) 顯著的缺點(diǎn)。使用另外成像模態(tài)例如CT的另一缺點(diǎn)在于，當(dāng)兩種掃描連續(xù)執(zhí)行而不是在混 合模態(tài)掃描儀(例如，SPECT/CT掃描儀)上的同步執(zhí)行時(shí)，難于將CT數(shù)據(jù)和SPECT數(shù)據(jù)進(jìn) 行配準(zhǔn)。兩個(gè)圖像的任何的不對(duì)準(zhǔn)提供了錯(cuò)誤的輻射衰減信息，從而削弱了重建圖像的診 斷價(jià)值。此外，如果SPECT和CT掃描兩者同步執(zhí)行(“并行”)，對(duì)外部透射同位素的需要 可能限制可有效施用給患者的放射性同位素的種類。而且，外部透射源的使用給附加的硬 件增添了相關(guān)聯(lián)的維護(hù)需求。最后，如果使用具有診斷圖像質(zhì)量的CT成像設(shè)備，必須由醫(yī) 師來裁定該數(shù)據(jù)(取決于相關(guān)的管轄法律)，從而給圖像重建過程增加了時(shí)間和花費(fèi)。通常已知的是，理論上可以由SPECT發(fā)射數(shù)據(jù)所包含的信息來導(dǎo)出衰減圖 而不需要另外的透射源。為了從發(fā)射數(shù)據(jù)中導(dǎo)出衰減圖，已經(jīng)開發(fā)了若干技術(shù)。例 子包括:Y. Censor，D. Ε. Gustafson，A. Lent，and H. Tuy, “ A NewApproach to the Emission Computerized Topography Problem SimultaneousCalcuIation of Attenuation and Activity Coefficients， “ IEEE Trans. Nuc1. Sci.，Vol.26， pp. 2775-2779 (1979) ； J. Nuyts, P. Dupont, S. Stroobants, R. Benninck，L Mortelmans，and P.Suetens， “ Simultaneous Maximum a PosterioriReconstruction of Attenuation and Activity Distribution from EmissionSinograms， “ IEEE Transactions On Medical Imaging，Vol. 140，pp. 393-403(1999) ；F. Natterer，" Determination of Tissue Attenuation in EmissionTomography of Optically Dense Media，“ Inverse Problems， Vol. 9,pp. 731-736(1993) ;\>XRL V. Bronnikov, /r Reconstruction of Attenuation Maps UsingDiscrete Consistency Conditions， “ IEEE Transactions On Medical Imaging， Vol. 19，No. 5，pp. 451-462(2000)。利用SPECT發(fā)射數(shù)據(jù)來生成衰減圖的另一方法在題為 "Source-Assisted Attenuation Correction for Emission ComputedTomography，，的美國 專利No. 6，310，968中公開，其全部公開內(nèi)容通過引用合并于此。另外的迭代技術(shù)，例如最 大似然期望最大化(ML-EM)重建和迭代加權(quán)最小二乘/共軛梯度(WLS/CG)重建，以及各種 其它方法也已經(jīng)被使用。前述的每種技術(shù)都是計(jì)算密集型的并要求大量的時(shí)間和計(jì)算能力 來完成。因而它們的商業(yè)用途主要限制在二維圖像重建上。因而，提供一種需要更少時(shí)間 和計(jì)算能力的更快的迭代重建方法將是有利的，其可具有三維圖像重建上的商業(yè)用途。根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)方面，提供一種方法，其用于使用發(fā)射數(shù)據(jù)并且不需要另外的 透射測(cè)量來生成衰減圖。根據(jù)本發(fā)明的另一方面，提供一種成像重建方法。通過使用發(fā)射數(shù)據(jù)并且不需要 另外的透射測(cè)量而生成衰減圖。使用衰減圖和迭代重建方法來將所采集的SPECT或者PET 發(fā)射數(shù)據(jù)重建為SPECT或者PET圖像，該迭代重建方法基于同一數(shù)據(jù)來同步重建發(fā)射圖和 衰減圖。根據(jù)本發(fā)明的另一方面，提供一種用于實(shí)施所述方法的成像系統(tǒng)和設(shè)備。一個(gè)優(yōu)點(diǎn)在于生成更加精確的衰減圖。另一優(yōu)點(diǎn)在于更加精確的SPECT、PET或者 其它基于無線電發(fā)射的成像的數(shù)據(jù)重建。另一優(yōu)點(diǎn)在于圖像偽影的減少。仍另一優(yōu)點(diǎn)在于 減少患者暴露于輻射，因?yàn)椴恍枰硗獾耐干鋻呙?。在閱讀了以下優(yōu)選實(shí)施例的詳細(xì)描述時(shí)，許多另外的優(yōu)點(diǎn)和益處對(duì)本領(lǐng)域普通技術(shù)人員而言將變得顯而易見。本發(fā)明可具有不同部件或者部件布置，以及具有各種處理操作和處理操作安排的 形式。附圖只是出于圖示優(yōu)選實(shí)施例的目的，并且不能解釋為限制本發(fā)明。

圖1是示例性的SPECT成像系統(tǒng)；圖2到5 —起示出了圖示根據(jù)本申請(qǐng)的一系列步驟的流程圖，該步驟可用于生成 衰減圖估計(jì)；圖6是衰減圖中體素的三維陣列的示意性表示。本申請(qǐng)的醫(yī)學(xué)診斷成像系統(tǒng)和設(shè)備通常是探測(cè)并記錄所發(fā)射光子的空間、時(shí)間和 /或其它特性的任意核醫(yī)學(xué)掃描儀，例如SPECT掃描儀或者PET掃描儀。更具體的，參照?qǐng)D 1，在示例性例子中，診斷核成像設(shè)備或者掃描儀100是SPECT成像系統(tǒng)。該SPECT成像系 統(tǒng)100包括對(duì)象支持部110，例如臺(tái)或者躺椅，其支持并安置被檢查和/或被成像對(duì)象(例 如體模(phantom)或者患者)。固定掃描架120保持安裝到其上的旋轉(zhuǎn)掃描架130。該旋 轉(zhuǎn)掃描架130限定了對(duì)象接收孔徑140。一個(gè)或多個(gè)探測(cè)器頭150安裝在旋轉(zhuǎn)掃描架130 上。旋轉(zhuǎn)掃描架130和探測(cè)器頭150適于環(huán)繞對(duì)象接收孔徑140 (以及位于其中的對(duì)象) 旋轉(zhuǎn)。每個(gè)探測(cè)器頭150都具有適于面對(duì)對(duì)象接收孔徑140的輻射接收面，其包括發(fā)射 響應(yīng)于入射輻射的閃光或者光子的閃爍晶體，例如大摻雜碘化鈉晶體。光電倍增管陣列或 者其它適當(dāng)?shù)墓怆娞綔y(cè)器接收該光并將其轉(zhuǎn)換為電信號(hào)。解析電路170解析每個(gè)閃光的X， y-坐標(biāo)和入射輻射的能量。換而言之，輻射撞擊閃爍晶體引起該閃爍晶體閃爍，即響應(yīng)于該 輻射而發(fā)射光。將該光子朝著光電倍增管引導(dǎo)。處理并校正光電倍增管的相關(guān)輸出以生成 輸出信號(hào)，其指示(i)探測(cè)器頭上每個(gè)輻射事件被接收的位置坐標(biāo)，以及(ii)每個(gè)事件的 能量或者“活動(dòng)”。該能量或者活動(dòng)用于區(qū)分各種輻射類型，例如多發(fā)射輻射源、雜散輻射和 次級(jí)發(fā)射輻射，并用于消除噪聲。任選地，探測(cè)器頭150包括安裝在探測(cè)器頭150的輻射接收面上的機(jī)械準(zhǔn)直器 160。準(zhǔn)直器160優(yōu)選包括輻射吸收葉片的陣列或者柵格，以對(duì)探測(cè)器頭150接收不沿著根 據(jù)所收集的數(shù)據(jù)類型的所選擇射線(即，平行射束、扇形射束和/或錐形射束)傳播的輻射 進(jìn)行限制。在某些實(shí)施例中，準(zhǔn)直器160對(duì)探測(cè)器頭150接收不沿著與探測(cè)器頭150的輻 射接收面正交的射線傳播的任意輻射進(jìn)行限制。可選的，可以采用其它準(zhǔn)直幾何結(jié)構(gòu)。在常規(guī)SPECT成像研究中，如以上討論的，將一個(gè)或多個(gè)放射性藥物或者放射性 同位素施用給被成像對(duì)象從而使發(fā)射輻射從其發(fā)射。在操作時(shí)，探測(cè)器頭150環(huán)繞對(duì)象旋 轉(zhuǎn)或者索引(index)以監(jiān)視來自多個(gè)方向的輻射。例如，在給定的研究期間，旋轉(zhuǎn)掃描架 130和探測(cè)器頭150可環(huán)繞成像對(duì)象旋轉(zhuǎn)完整的360°旋轉(zhuǎn)，并在該360°旋轉(zhuǎn)中的多個(gè)離 散位置進(jìn)行掃描。也應(yīng)理解的是，掃描架130和探測(cè)器頭150也可環(huán)繞成像對(duì)象在更小的 弧上旋轉(zhuǎn)或者進(jìn)行多次旋轉(zhuǎn)。在旋轉(zhuǎn)掃描架130的旋轉(zhuǎn)期間，在限定點(diǎn)處采 集多幅二維圖像(也稱為投影)，典 型地每3-6度。由探測(cè)器頭接收的發(fā)射投影數(shù)據(jù)(或者測(cè)得的正弦圖)被解析電路170或 者其它設(shè)備分類，并存儲(chǔ)在成像處理器181的發(fā)射存儲(chǔ)器180中。然后成像處理器181的 SPECT重建數(shù)據(jù)處理器182用于對(duì)多個(gè)投影應(yīng)用重建算法，以生成由例如像素(對(duì)于二維圖像切片或者二維圖像切片的平行陣列)或者體素(對(duì)于三維圖像)的圖像元素組成的 SPECT圖像。這種重建算法可包括，例如濾波反投影、迭代重建算法、基于傅里葉變換的重建 算法或者另一重建算法。然而，如之前討論的，發(fā)射投影數(shù)據(jù)通常包含由衰減和散射引起的 不準(zhǔn)確。為此，提出了以下衰減校正程序。
現(xiàn)參照?qǐng)D2，生成第一衰減圖估計(jì)以為重建過程的第一次迭代做準(zhǔn)備。數(shù)據(jù)處理 器182利用由探測(cè)器頭150記錄并存儲(chǔ)在發(fā)射存儲(chǔ)器180中的發(fā)射投影數(shù)據(jù)或者測(cè)得的正 弦圖210(或者“A”)來生成被成像對(duì)象的外部身體輪廓的估計(jì)。同樣，已知的重建技術(shù)例 如有序子集期望最大化(OSEM)用于重建發(fā)射投影數(shù)據(jù)210。應(yīng)理解的是，也可以使用除了 OSEM之外的另外方法。對(duì)于這一初始重建，可假設(shè)遍及患者整個(gè)身體具有與軟組織相應(yīng)的 恒定衰減系數(shù)。所重建的SPECT圖像用于精確化對(duì)外部身體輪廓的估計(jì)，并針對(duì)活動(dòng)區(qū)域 對(duì)所重建的SPECT圖像進(jìn)行分析以產(chǎn)生被成像對(duì)象的器官邊界的估計(jì)，因而得到對(duì)外部身 體輪廓和器官邊界220的估計(jì)。為了簡(jiǎn)化這些計(jì)算，所估計(jì)的外部身體輪廓可任選地限制 為凸起形狀。從器官形狀數(shù)據(jù)庫或者其它器官先驗(yàn)知識(shí)的目錄來源(例如，器官的位置、方向、 尺寸和形狀等等)獲得的器官形狀模型230用于進(jìn)一步精確化所估計(jì)的器官邊界。這種數(shù) 據(jù)庫的例子包括關(guān)于內(nèi)部身體結(jié)構(gòu)例如肺、骨、腸、心臟和肝臟的先驗(yàn)知識(shí)。這種數(shù)據(jù)庫的 一個(gè)例子是NCAT-phantom(http://www· bme. unc. edu/_wsegars/)。這些數(shù)據(jù)庫中的一些解 釋了器官隨時(shí)間的運(yùn)動(dòng)和患者的性別。應(yīng)理解的是，器官形狀模型230可從外部數(shù)據(jù)庫獲 得或者可內(nèi)部存儲(chǔ)在SPECT成像系統(tǒng)100的成像處理器181中的任選參考存儲(chǔ)器184中。 所估計(jì)的外部身體輪廓和器官邊界220和器官形狀模型230也被共同分析以生成三維輪廓 圖或者由多個(gè)體素組成的網(wǎng)格形式的被成像對(duì)象的整個(gè)身體區(qū)域240的估計(jì)。這可包括， 例如對(duì)器官和所估計(jì)的外部身體輪廓之間空間關(guān)系的分析、從OSEM重建圖像的器官的估 計(jì)位置、尺寸、方向和形狀，以及器官先驗(yàn)知識(shí)230。以這一方式，將3D網(wǎng)格的每個(gè)體素分配 給幾個(gè)潛在身體區(qū)域類型中的一個(gè)，例如心臟、肝臟、骨、骨骼肌或者其它組織類型。如果特 定的患者已經(jīng)被成像，那么可以使用先驗(yàn)數(shù)據(jù)來改進(jìn)這一估計(jì)。一旦初始確定，在3D網(wǎng)格中的這些體素的位置、尺寸和形狀通常在其后不再變 化。也就是說，在一些實(shí)施例中，只執(zhí)行3D網(wǎng)格的體素的拓?fù)渚S持適應(yīng)，從而使體素的數(shù)量 保持恒定(即，體素不融合或者重疊，沒有體素的分裂，等等)。然而，在重建過程期間也有 基于局部體素結(jié)構(gòu)的動(dòng)態(tài)適應(yīng)和網(wǎng)格節(jié)點(diǎn)密度的“不受限制柵格”方法。在可選實(shí)施例中 可以調(diào)整所提出的方法以支持這種“不受限制柵格”方法。每當(dāng)柵格根據(jù)中間重建結(jié)果來 針對(duì)活動(dòng)分布被修改時(shí)，這一調(diào)整也可應(yīng)用于代表衰減系數(shù)分布的結(jié)構(gòu)。隨后，不受限制柵 格將匹配并且重建方法如在此描述的繼續(xù)。基于先驗(yàn)知識(shí)，每種類型的身體區(qū)域可分配有一個(gè)衰減系數(shù)以生成衰減系數(shù)250 的集合。分配給特定身體區(qū)域的衰減系數(shù)代表對(duì)該身體特定區(qū)域所預(yù)期的平均衰減。例如， “骨骼肌”的衰減系數(shù)將很可能小于“骨”的衰減系數(shù)，因?yàn)楣趋兰⊥ǔＲ裙堑拿芏刃?，?dǎo) 致對(duì)發(fā)射輻射更小的衰減。為了幫助簡(jiǎn)化計(jì)算并因而減少生成有用圖像的時(shí)間，每個(gè)身體 區(qū)域可被分配一個(gè)單獨(dú)的衰減系數(shù)。在那種情況下，一旦3D網(wǎng)格中的特定體素被分配給特 定的身體區(qū)域，那一體素的衰減系數(shù)會(huì)自動(dòng)確定。例如，在身體區(qū)域估計(jì)240中被估計(jì)為與 骨相應(yīng)的每個(gè)體素被分配相同的“骨”衰減系數(shù)，在身體區(qū)域估計(jì)240中被估計(jì)為與肺相應(yīng)的每個(gè)體素被分配相同的“肺”衰減系數(shù)，等等。因而每個(gè)不同的身體區(qū)域被均勻地分配一個(gè)衰減值。然而，在可選實(shí)施例中，每個(gè)身體區(qū)域可被分配從與該身體區(qū)域相應(yīng)的一系列衰 減系數(shù)中選擇的衰減系數(shù)。例如，在身體區(qū)域估計(jì)240中被估計(jì)為與骨相應(yīng)的每個(gè)體素基 于特定體素的某些特性(例如，與外部身體輪廓相關(guān)的體素的位置，與所估計(jì)的骨邊界相 關(guān)的體素的位置，等等)被分配從一系列預(yù)定的“骨”衰減系數(shù)中選擇的衰減系數(shù)。在這種 情況下，一旦在3D網(wǎng)格中的特定體素被分配給特定的身體區(qū)域，就執(zhí)行額外的選擇過程來 從針對(duì)該特定身體區(qū)域的一系列衰減系數(shù)中為該體素選擇衰減系數(shù)。一旦身體區(qū)域估計(jì)240的每個(gè)體素被分配衰減系數(shù)，這一信息就被編譯來產(chǎn)生三 維衰減圖估計(jì)或者μ圖260(或者“B”)。在一個(gè)實(shí)施例中，這一衰減圖估計(jì)260內(nèi)部存儲(chǔ) 在SPECT成像設(shè)備100的成像處理器181的衰減存儲(chǔ)器186中。通常，在衰減圖估計(jì)260中 的體素?cái)?shù)量基于在重建中所使用的特定發(fā)射圖的體素?cái)?shù)量(或者粒度(granularity))來 確定。在一些實(shí)施例中，衰減圖估計(jì)260可具有與發(fā)射圖相同的體素?cái)?shù)量(例如，衰減圖可 是128體素X 128體素的圖，并且發(fā)射圖可是128體素X128體素的圖)?？蛇x的，衰減圖 估計(jì)260可具有與發(fā)射圖不同的體素?cái)?shù)量。在那一情況下，衰減圖估計(jì)260典型地具有是發(fā) 射圖二分之一的粒度(例如，如果發(fā)射圖是128體素X128體素的圖，則生成64體素X64 體素的衰減圖估計(jì))，以使得衰減圖估計(jì)260與發(fā)射圖有效配準(zhǔn)。以上討論的衰減系數(shù)250可從各種來源獲得。如已經(jīng)討論的，在一個(gè)實(shí)施例中，衰 減系數(shù)250的形式可是數(shù)據(jù)庫，其包括針對(duì)每個(gè)身體區(qū)域名稱(即，心臟、肺、其它器官、肌 肉、骨、或者其它組織類型)的一個(gè)衰減系數(shù)，或者對(duì)于每個(gè)身體區(qū)域名稱包括一系列衰減 系數(shù)的數(shù)據(jù)庫。在另外實(shí)施例中，可自定義衰減系數(shù)250以更加精確地將它們調(diào)整到特定 的成像對(duì)象。為了提供這一自定義，可基于被成像對(duì)象的各種特性(即，年齡、體型、重量、 性別、等等)來選定衰減系數(shù)250。然后可基于被成像對(duì)象的特性從這一集合中選擇對(duì)于給 定被成像對(duì)象的適當(dāng)衰減系數(shù)250。然而優(yōu)選的，對(duì)于特定的被成像對(duì)象，對(duì)于每個(gè)身體區(qū) 域只選定單獨(dú)的衰減系數(shù)或者系數(shù)的系列。與器官形狀模型230相同，衰減系數(shù)250可從 外部數(shù)據(jù)庫獲得或者可內(nèi)部存儲(chǔ)在SPECT成像系統(tǒng)100之內(nèi)的任選的參考存儲(chǔ)器184中。現(xiàn)在參照?qǐng)D3，從以上討論的OSEM重建或者另一重建方法中獲得初始的發(fā)射假定 310(以及任選地存儲(chǔ)在內(nèi)部圖像存儲(chǔ)器190中)。該初始發(fā)射假設(shè)310和衰減圖估計(jì)“B” 同步地經(jīng)歷迭代重建。利用數(shù)據(jù)處理器182來對(duì)初始發(fā)射假設(shè)310和衰減圖估計(jì)“B”應(yīng)用 前向投影算法以獲得估計(jì)的發(fā)射投影320。然后這一估計(jì)的發(fā)射投影320與所測(cè)得的發(fā)射 投影數(shù)據(jù)“A”相比較。然后基于這一比較來執(zhí)行對(duì)估計(jì)的發(fā)射投影數(shù)據(jù)320的必要校正以 獲得更新的估計(jì)的校正330。例如，可與標(biāo)準(zhǔn)ML-EM/0S-EM算法的反投影步驟類似地計(jì)算該 校正。然后該校正作為所測(cè)得的和估計(jì)的正弦圖數(shù)據(jù)的逐點(diǎn)分割而執(zhí)行。然后所述更新的 估計(jì)的校正330沿著衰減圖估計(jì)“B”反投影以獲得針對(duì)發(fā)射圖340(或者“C”)的反投影校 正。如圖5所示，例如使用與估計(jì)的發(fā)射圖進(jìn)行逐點(diǎn)相乘而應(yīng)用這些反投影校正340，以獲 得更新的估計(jì)的發(fā)射圖510。在此示出的ML-EM/0S-EM算法可被使用
發(fā)射圖的反投彩校正現(xiàn)參照?qǐng)D4，生成更新的衰減圖估計(jì)。首先，發(fā)射投影數(shù)據(jù)“A”、初始衰減圖估計(jì) “B”、以及任選的有效源信息410被共同分析和比較以生成衰減圖校正420。有效源信息是 一個(gè)已知的散射建模方法。在一個(gè)實(shí)施例中，有效源信息410在發(fā)射假設(shè)310和衰減圖估 計(jì)“B”的前向投影期間計(jì)算。在各種實(shí)施例中，使用各種算法來獲得衰減圖校正420。例如 可利用以下算法 其中 以及J 在探測(cè)器頭150中的所有探測(cè)器面元(bin)位置的索引空間，j e JI 在3D網(wǎng)格內(nèi)部的所有體素的索引空間，i e IPj 在探測(cè)器面元j處進(jìn)入的所測(cè)得的發(fā)射投影數(shù)據(jù)“A”人。體素1的活動(dòng)值μ ω :η次迭代之后的衰減圖體素i到探測(cè)器面元j的衰減投影權(quán)重UiJ 體素i到探測(cè)器面元j的幾何距離Ki μ 體素I的校正值(Ki e R)在可選實(shí)施例中，以下算法可用于解釋多個(gè)/同位素核素的測(cè)量和散射
有效源以及 S 分布同位素的索引空間W 所測(cè)得的能量窗口的索引空間，w e WJ 所有探測(cè)器面元位置的索引空間，j e JI 在重建體積內(nèi)部的所有體素的索引空間，i e Iρ；在探測(cè)器面元j處進(jìn)入能量窗口 w的所測(cè)得的數(shù)據(jù)正弦圖λ i 體素i的活動(dòng)值μ (n) :η次迭代之后的衰減圖體素i到探測(cè)器面元j的衰減投影權(quán)重UiJ 體素i到探測(cè)器面元j的幾何距離K/ 體素I的校正值(Ki e R)，如果Ki > 0那么局部衰減系數(shù)應(yīng)提高，如果Ki < 0那么應(yīng)降低如果Pw包含非散射數(shù)據(jù)，那么值等于1，否則值等于-1Cw 取決于能量窗口并因而取決于總截面的權(quán)重系數(shù)然后如上所述的，利用衰減圖校正420來生成與更新的身體區(qū)域相應(yīng)的更新的衰 減圖估計(jì)430。以這一方式，初始估計(jì)為“心臟”體素(具有相關(guān)聯(lián)的衰減系數(shù))的給定體 素可變?yōu)椤胺巍斌w素(具有不同的相關(guān)聯(lián)衰減系數(shù))，等等。現(xiàn)參照?qǐng)D5，生成更新的發(fā)射圖估計(jì)。首先，反投影校正“C”(見圖3)用于更新發(fā) 射圖510。例如如上所述，在ML-EM/0S-EM中這一步驟通過在“C”和估計(jì)的發(fā)射圖“D”之間 的逐點(diǎn)相乘來執(zhí)行。因而，生成更新的發(fā)射圖估計(jì)510或者“D”。再次參照?qǐng)D3，繼續(xù)估計(jì)的發(fā)射圖和估計(jì)的衰減圖的同步迭代重建。對(duì)于重建過程 的每次迭代，更新的發(fā)射圖估計(jì)“D”(從圖5)沿著更新的衰減圖“B”(從圖4)前向投影， 以生成新的估計(jì)的發(fā)射投影320。如前面所討論的，然后更新的估計(jì)的發(fā)射投影320與測(cè)得 的發(fā)射投影數(shù)據(jù)“A”比較。然后基于這一比較來完成對(duì)估計(jì)的發(fā)射投影數(shù)據(jù)“A”的必要校 正，以獲得新的經(jīng)更新的估計(jì)的校正330。然后該經(jīng)更新的估計(jì)的校正330沿著衰減圖估計(jì) “B”使用以獲得新的反投影校正“C”，并且該處理如已經(jīng)描述的繼續(xù)。圖6是用于生成衰減圖的體素620的三維陣列610的示意性表示。典型陣列610 沿著寬度軸W具有16體素，沿著高度軸H具有16體素，并沿著深度軸D具有8體素。陣列 610的尺寸只是為了容易圖示而選定。例如，如已經(jīng)陳述的，在實(shí)際使用中沿著寬度軸W和 高度軸H可有64，128或者左右的體素620。在圖6所示最前方的16X 16陣列中的體素被 標(biāo)記以識(shí)別被成像患者的身體區(qū)域，根據(jù)以下要訣空白的體素630對(duì)應(yīng)于被成像患者周圍的空間，具有“X”的體素對(duì)應(yīng)于被成像患者的軟組織，具有充滿的圓形的體素650對(duì)應(yīng)于 被成像患者的肺，被完全填滿的體素660對(duì)應(yīng)于被成像患者的心臟，以及具有充滿的三角 形的體素670對(duì)應(yīng)于被成像患者的脊柱。因而，在圖6中深度軸D對(duì)應(yīng)于被成像患者的縱 軸。沿著陣列610深度軸D在該最前方陣列之后的其余體素將具有類似的構(gòu)造，其合起來 大致定義了成像區(qū)域中被成像患者的身體、肺、心臟、脊柱或者其它(各)身體區(qū)域類型的 邊界。當(dāng)執(zhí)行以上描述的迭代過程時(shí)，所分配的身體區(qū)域?qū)⒑芸赡芨淖?；例如，由于衰減圖 的精確度上升，特定的肺體素可變成軟組織體素，或者軟組織體素可變成肺體素。
為了簡(jiǎn)化迭代過程，并減少計(jì)算時(shí)間，衰減圖的處理可被限制于各估計(jì)身體區(qū)域 之間的邊界區(qū)域。這將感興趣的區(qū)域減小為限定了這些區(qū)域外部輪廓的多系列的連接的或 者鏈接的體素，將問題從二維計(jì)算減小為一維計(jì)算。估計(jì)的發(fā)射圖和估計(jì)的衰減圖的同步迭代重建一直持續(xù)到滿足所測(cè)得的發(fā)射投 影數(shù)據(jù)“A”和估計(jì)的發(fā)射圖“D”之間的收斂閾值水平。這可以按照“A”和“D”之間的可接 受低誤差，或者“A”和“D”之間的最小一致性進(jìn)行計(jì)算。這一收斂閾值水平可隨圖像研究 的不同而改變。當(dāng)完成最后的迭代時(shí)，最終的反投影發(fā)射圖“D”于是由圖像處理器192格式化為 被成像對(duì)象的圖像表示以在例如視頻監(jiān)視器或者其它適當(dāng)設(shè)備的顯示設(shè)備194上觀察。同 樣，最終的估計(jì)的衰減圖“B”可由醫(yī)師觀察和修改以作為額外的質(zhì)量控制步驟。已經(jīng)參考優(yōu)選實(shí)施例來描述了本發(fā)明。在閱讀和理解前述的詳細(xì)描述時(shí)，對(duì)其它 人而言顯然會(huì)想到修改和變型。本發(fā)明旨在被解釋為包括所有這種修改和變型，只要它們 屬于所附權(quán)利要求書或者其等價(jià)物的范圍之內(nèi)。本發(fā)明可具有不同部件或者部件的布置， 以及具有各種步驟和步驟的安排的形式。附圖只是出于圖示優(yōu)選實(shí)施例的目的，并且不能 解釋為限制本發(fā)明。
權(quán)利要求
一種生成衰減圖估計(jì)(430)以在對(duì)被成像對(duì)象的發(fā)射投影數(shù)據(jù)(210)的圖像重建進(jìn)行衰減校正中使用的方法，所述方法包括生成所述被成像對(duì)象的外部身體輪廓估計(jì)(220)；生成所述被成像對(duì)象的器官邊界估計(jì)(220)；基于所述外部身體輪廓估計(jì)和所述器官邊界估計(jì)(220)來生成所述被成像對(duì)象的三維身體區(qū)域估計(jì)(240)，其中，所述身體區(qū)域估計(jì)(240)由多個(gè)體素組成，每個(gè)體素被分配多個(gè)身體區(qū)域指示中的一個(gè)；以及基于所述體素的所述身體區(qū)域指示來給所述身體區(qū)域估計(jì)(240)的每個(gè)體素分配衰減系數(shù)。
2.如權(quán)利要求1所述的方法，其中，所述生成器官邊界估計(jì)(220)的步驟包括針對(duì)活動(dòng) 區(qū)域分析所述發(fā)射投影數(shù)據(jù)的重建圖像的步驟。
3.如權(quán)利要求2所述的方法，其中，所述生成三維身體區(qū)域估計(jì)(240)的步驟還包括通 過分析先驗(yàn)器官知識(shí)(230)來將所述器官邊界估計(jì)(220)精確化的步驟。
4.如權(quán)利要求1所述的方法，其中，每個(gè)身體區(qū)域指示相應(yīng)于單獨(dú)的衰減系數(shù)。
5.如權(quán)利要求1所述的方法，其中，分配給每個(gè)體素的所述衰減系數(shù)從與所述體素的 所述身體區(qū)域指示相應(yīng)的一系列預(yù)定衰減系數(shù)中選擇。
6.如權(quán)利要求1所述的方法，其中，分配給每個(gè)體素的所述衰減系數(shù)基于所述被成像 對(duì)象的至少一個(gè)物理特性來選擇。
7.如權(quán)利要求1所述的方法，其中，生成所述衰減圖(430)以在SPECT圖像重建或者 PET圖像重建中用于衰減校正。
8.如權(quán)利要求1所述的方法，其中，所述生成三維身體區(qū)域估計(jì)(240)的步驟還包括通 過分析先驗(yàn)器官知識(shí)(230)來將所述器官邊界估計(jì)(220)精確化的步驟。
9.如權(quán)利要求8所述的方法，其中，所述生成三維身體區(qū)域估計(jì)(240)的步驟還包括通 過將所述器官邊界估計(jì)(220)和所述外部身體輪廓估計(jì)(220)空間關(guān)聯(lián)而使所述器官邊界 估計(jì)(220)精確化的步驟。
10.一種與醫(yī)學(xué)診斷成像設(shè)備(100)相關(guān)使用的圖像重建方法，包括 收集發(fā)射投影數(shù)據(jù)(210)；從所述發(fā)射投影數(shù)據(jù)(210)的重建中生成發(fā)射圖估計(jì)(510)； 生成衰減圖估計(jì)(430)，所述生成衰減圖估計(jì)(430)的步驟包括 生成被成像對(duì)象的外部身體輪廓估計(jì)(220)； 生成所述被成像對(duì)象的器官邊界估計(jì)(220)；基于所述外部身體輪廓估計(jì)和所述器官邊界估計(jì)(220)來生成所述被成像對(duì)象的三 維身體區(qū)域估計(jì)(240)，其中，所述身體區(qū)域估計(jì)(240)由多個(gè)體素組成，每個(gè)體素被分配 多個(gè)身體區(qū)域指示中的一個(gè)； 以及基于所述體素的所述身體區(qū)域指示來給所述身體區(qū)域估計(jì)(240)的每個(gè)體素分配衰 減系數(shù)；以及迭代地重建所述發(fā)射圖估計(jì)(510)和所述衰減圖估計(jì)(430)。
11.如權(quán)利要求10所述的方法，還包括所述發(fā)射圖估計(jì)(510)和所述衰減圖估計(jì)(430)的同步迭代重建。
12.如權(quán)利要求10所述的方法，其中，所述生成器官邊界估計(jì)(220)的步驟包括針對(duì)活 動(dòng)區(qū)域分析所述發(fā)射投影數(shù)據(jù)的重建圖像的步驟。
13.如權(quán)利要求12所述的方法，其中，所述生成三維身體區(qū)域估計(jì)(240)的步驟還包括 通過分析先驗(yàn)器官知識(shí)(230)來將所述器官邊界估計(jì)(220)精確化的步驟。
14.如權(quán)利要求10所述的方法，其中，每個(gè)身體區(qū)域指示相應(yīng)于單獨(dú)的衰減系數(shù)。
15.如權(quán)利要求10所述的方法，其中，分配給每個(gè)體素的所述衰減系數(shù)從與所述體素 的所述身體區(qū)域指示相應(yīng)的一系列預(yù)定衰減系數(shù)中選擇。
16.如權(quán)利要求10所述的方法，其中，分配給每個(gè)體素的所述衰減系數(shù)基于所述被成 像對(duì)象的至少一個(gè)物理特性來選擇。
17.如權(quán)利要求10所述的方法，其中，所述醫(yī)學(xué)診斷成像設(shè)備包括SPECT成像設(shè)備 (100)或者PET成像設(shè)備。
18.如權(quán)利要求10所述的方法，其中，所述生成三維身體區(qū)域估計(jì)(240)的步驟還包括 通過分析先驗(yàn)器官知識(shí)(230)來將所述器官邊界估計(jì)(220)精確化的步驟。
19.如權(quán)利要求18所述的方法，其中，所述生成三維身體區(qū)域估計(jì)(240)的步驟還包括 通過將所述器官邊界估計(jì)(220)和所述外部身體輪廓估計(jì)(220)空間關(guān)聯(lián)而使所述器官邊 界估計(jì)(220)精確化的步驟。
20.如權(quán)利要求11所述的方法，其中，所述迭代地重建所述發(fā)射圖估計(jì)(510)和所述衰 減圖估計(jì)(430)的步驟的每次迭代包括將所述發(fā)射圖估計(jì)(510)和所述衰減圖估計(jì)(430)前向投影以生成估計(jì)的發(fā)射投影 (320)；將所述估計(jì)的發(fā)射投影與所述發(fā)射投影數(shù)據(jù)相比較以生成估計(jì)的發(fā)射投影校正；將所述估計(jì)的發(fā)射投影校正和所述衰減圖估計(jì)(430)反投影以生成反投影發(fā)射投影 校正；以及通過分析所述發(fā)射投影數(shù)據(jù)(210)、所述衰減圖估計(jì)(430)和有效源信息(410)來生成 更新的衰減圖估計(jì)(510)，以計(jì)算所述衰減圖估計(jì)(430)的校正(420)。
21.一種醫(yī)學(xué)診斷成像設(shè)備(100)，包括發(fā)射存儲(chǔ)器(180)，其用于存儲(chǔ)發(fā)射投影數(shù)據(jù)(210)；圖像存儲(chǔ)器(190)，其用于存儲(chǔ)從所述發(fā)射投影數(shù)據(jù)(210)的重建中生成的發(fā)射圖估 計(jì)(510)；衰減存儲(chǔ)器(186)，其用于存儲(chǔ)衰減圖估計(jì)(430)，其中，獲得所述衰減圖估計(jì)(430)的 方法包括生成所述被成像對(duì)象的外部身體輪廓估計(jì)(220)；生成所述被成像對(duì)象的器官邊界估計(jì)(220)；基于所述外部身體輪廓估計(jì)和所述器官邊界估計(jì)(220)來生成所述被成像對(duì)象的三 維身體區(qū)域估計(jì)(240)，其中，所述身體區(qū)域估計(jì)(240)由多個(gè)體素組成，每個(gè)體素被分配 多個(gè)身體區(qū)域指示中的一個(gè)；以及基于所述體素的所述身體區(qū)域指示來給所述身體區(qū)域估計(jì)(240)的每個(gè)體素分配衰減系數(shù)；數(shù)據(jù)處理器(182)，其用于迭代地重建所述發(fā)射圖估計(jì)(510)和所述衰減圖估計(jì) (430)，以獲得最終的發(fā)射圖；以及顯示裝置(194)，其用于從所述最終發(fā)射圖中呈現(xiàn)所述被成像對(duì)象的重建圖像。
22.如權(quán)利要求21所述的設(shè)備，其中，所述醫(yī)學(xué)診斷成像設(shè)備包括SPECT成像設(shè)備 (100)或者PET成像設(shè)備。
23.如權(quán)利要求21所述的設(shè)備，還包括參考存儲(chǔ)器(184)，其用于存儲(chǔ)先驗(yàn)器官知識(shí) (230)。
24.如權(quán)利要求21所述的設(shè)備，還包括參考存儲(chǔ)器(184)，其用于存儲(chǔ)衰減系數(shù)(250) 的分組。
全文摘要
提供一種針對(duì)衰減校正圖像重建的方法，其與基于無線電發(fā)射的成像，例如SPECT和PET一起使用。這一方法包括收集所測(cè)得的發(fā)射投影數(shù)據(jù)。該發(fā)射投影數(shù)據(jù)，該發(fā)射投影數(shù)據(jù)的重建以及先驗(yàn)器官信息被共同分析以生成被成像對(duì)象的身體區(qū)域估計(jì)。然后該身體區(qū)域估計(jì)的每個(gè)體素被均勻地分配一衰減系數(shù)以生成初始衰減圖估計(jì)?；谠摪l(fā)射投影數(shù)據(jù)的重建也生成初始發(fā)射假設(shè)。然后處理該初始發(fā)射假設(shè)和初始衰減圖估計(jì)并對(duì)其精確化以進(jìn)行圖像重建。
文檔編號(hào)G06T11/00GK101849247SQ200880114986
公開日2010年9月29日 申請(qǐng)日期2008年10月29日 優(yōu)先權(quán)日2007年11月9日
發(fā)明者A·格迪克, A·薩洛蒙 申請(qǐng)人:皇家飛利浦電子股份有限公司