CN102258383B - X射线计算机断层摄影装置以及图像处理方法 - Google Patents
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Abstract
产生与被检体的规定的脏器的运动量相关的图。本实施方式涉及的X射线计算机断层摄影装置,具备:通过执行对于被检体的螺旋扫描,收集数据的数据收集部;根据基于上述收集的数据的投影数据,重构医用图像的重构部;计算上述投影数据与相对投影数据的差,对于由与多个摄影方向分别对应的成组的上述投影数据组成的投影数据集,计算上述计算的差的绝对值总和,根据上述绝对值总和,产生表示上述被检体的脏器的运动量的图的图发生部。
Description
相关申请的交叉引用
本申请基于2010年5月25日提交的在先的美国专利申请No.12/787166、2011年4月26日提交的日本专利申请No.2011-098301并要求其为优先权,其全部内容通过引用结合在本申请中。
技术领域
在此描述的实施方式一般涉及一种X射线计算机断层摄影装置以及图像处理方法。
背景技术
近年,X射线计算机断层摄影(Computed Tomography:以下称作“X射线CT”)装置具有64~80的X射线检测元件列(以下称作“元件列”)。在该X射线CT装置的心脏CT中,由于无法在相同位置上扫描心脏整体,因此关于所取得的数据选择暂时性重构窗口。例如,在不存在具有用于扫描心脏整体的320个元件列的多层CT装置时,对实际上不存在由心脏运动造成的伪影(以下称作“无伪影”)的心脏的医用图像进行重构之前,为了选择与最佳心相位(以下称作“最佳心相位”)对应的投影数据,需要产生心相位(心脏的运动的相位)图。
所谓最佳心相位可知一般是周期性的,是在心周期内收缩期的末端附近和舒张期的中点附近。在这些最佳心相位中,心脏的运动相对地变小。为了决定最佳心相位,一个典型的方法是使用与R波和R波之间的间隔相关的心电图(Electro Cardio Gram:以下称作ECG)的方法。ECG被用于数据取得的触发以及最佳重构窗口的选择。但是,ECG只不过表示心脏的电信号,未必能够表示与心脏的运动相关的机械的状态。
而且,与相同被检体中的内生周期的可变性一样,最佳心相位作为依赖于被检体间的可变性,发现被检体间的最佳心相位一贯被挑战。例如,心周期中的正确的最佳心相位在某一被检体与其它的被检体上是变化的。因此,在被检体间没有用于决定正确的最佳心相位的单一的定量的方法。并且,最佳心相位由于具有像心律不齐那样的不规则的心率这样的主要原因,因此有时在相同被检体内也发生变化。基于上述那样的理由,被检体固有的心相位图在重构针对特定被检体的无伪影的心脏的医用图像之前,为了选择与最佳心相位对应的投影数据而被产生。
在以往技术中,假定心脏其组织的各个部分以相同的行动来运动,心脏的运动在组织的各个部分中是不一样的,是复杂的,不过上述假定使心脏的运动的复杂性质简单化。因此,在选择最佳的相位时,心脏的运动是最小的,对应的视图设为不在意心脏当中的位置而是实际上没有心脏的运动的视图。
一般来说,相对于使用了高速多层螺旋CT的扫描时间,为了选择最佳心相位而所需的扫描后的时间(以下称作“相位选择时间”)占心脏的血管造影CT检查很大的比例。以往的用于选择最佳心相位的技术是维持选择被重构的医用图像用的最佳心相位中的正确性的同时,尝试使上述相位选择时间减少的技术。
以往的很多选择技术依赖于医用图像的区域。即、根据原始的投影数据或者由原始数据重构的图像数据而决定最佳心相位。例如,低分辨率的医用图像在使用了对比度增强程序的心脏的螺旋扫描后,在心周期中进行重构。根据低分辨率的医用图像,选择表示最小的心脏运动的邻接的相位中的最小差异相关的期间。重构64×64×64体素这样的低分辨率的图像数据,但以往技术由于浪费重构的计算过程中的时间,因此不是有效的。并且,在以往技术中,存在由于大的锥角引起的问题。而且,在以往技术中,在高间距(即、针对检测器旋转一周的检测器幅度的进给量、即螺距因子大)的螺旋扫描中存在无法得到正确结果的问题。
其它的以往技术是根据自动的心相位选择算法,使相位选择时间减少的技术。该以往技术中,代替图像区域,在与下一个心相位相关的两个螺旋扫描原始数据集之间计算差的绝对值的和。以往技术产生表示与心脏整体的体积中的心脏的运动相关的速度的强度的速度曲线。图1表示沿着具有由水平线表示的全部四个心脏的空间(右心房、右心室、左心房、左心室)的轴面的目标切片中的部分的原始数据。多层切片CT(Multi-Slice CT:以下称作“MSCT”)装置具有多列检测元件。通过目标切片的位置的与总时间对应的原始数据通过执行多个检测器列间的螺旋的插补而产生。被螺旋地插补的原始数据是在相同的会诊台上在时间轴方向上连续的动态扫描数据。另外,具有不同的定时信息(心相位)的原始数据通过从由ECG门控信号(定时偏移技术)产生的一连串的原始数据中减去与半扫描对应的原始数据而取得。图1表示在0%、10%、20%的心相位上的部分的原始数据。这些部分的原始数据和目标切片的位置同样地与同一个会诊台的位置对应。但是,这些部分的原始数据的定时信息不同。同样地,关于心脏的运动的速度,为了以2%的间隔取得的原始数据,而通过用4%的间隔取得差的绝对值的和(sum of absolutedifferences:以下称作“SAD”),用2%的间隔进行减法运算。
上述以往技术有效地改善一个局势,但是无法改善其它的局势。例如,SAD根据与接近的相位对应的两个视图进行计算,速度曲线通过SAD导出。并且,正弦图数据通过所测量的数据(即、测量数据不考虑锥角)中的被插补后的列而产生。因此,当锥角与螺旋因子增大,则与实际所测量的数据进行比较,正弦图的正确率就降低。如此说来,基于以往技术的SAD无法正确地决定最佳心相位。
先前记载的以往技术针对螺旋扫描,利用从0.1到0.3变化的低的螺旋因子。由于被X射线进一步照射的区域较大地重合,所以这些低的螺旋因子引起更多X射线的辐射。从对于被检体的安全面的观点考虑,就用于CT成像的反复的必要性而言,期望低的放射线量水平。
考虑上述以往技术的问题,其它的以往技术是根据与决定用于门控和重构的最佳心相位的技术相关的静态调强(Step And Shoot:以下称作“SAS”)心脏成像的技术。即,在典型的SAS数据收集中,为了同时收集64切片,X射线管与X射线检测器对于被检体进行旋转的期间,顶板在一个位置上保持不动。当心律不齐这样的不规则的心拍在数据收集中产生时,数据收集在下一个的普通的心拍准备,在相同位置上继续。数据收集对于某个位置结束了之后,顶板为了接下来的扫描,前进规定距离到接下来的位置上。对于各个步骤,为了没有部分地重合的辐射,顶板移动超过大概等于X射线的光束幅度的40mm的距离。由于提出SAS数据代替螺旋扫描数据,所以该以往技术降低对于被检体的X射线的辐射,克服了与螺旋扫描数据相关的长轴的切断的一些问题。
上述以往技术为了决定心脏的运动的总量,而利用成对的样本。成对的样本是像在原始投影数据中所看到的那样的一组互补的射线的各个。对于扇束数据集,一组成对的样本通过(γ、β)与(γ、β+π+2γ)定义。在此,γ与β分别与扇形角和投影角对应。如果γm表示最大扇形角度,那么最小的锥束数据收集就在π+2γm的视图范围内执行。全部数据集通过同样看待全部成对的样本而进行搜索。差的绝对值的总和按以下这样计算。
【数1】
在此,∏<<π+2γm是相容条件评价的角度范围。ξ(βm)这样的量是表示全部被评价的多个结合的样本间的不一致程度的量。多个被结合的样本表示沿着同一个路径的线积分。根据这些,不一致的程度ξ是心脏的运动的尺度。
上述以往技术为了使对于被检体的辐射降低以及为了改善决定心脏的运动的技术,利用SAS数据中的结合的样本。另一方面,在SAS技术中有以下这样的缺点。相对于心周期为连续性这一点,由于SAS技术在与心脏相关的各个位置上不连续地收集数据,因此不能取入连续性心周期的数据。进行第一位置上的数据收集后,顶板移动规定的距离到下一位置为止的期间,不存在被收集的数据。即、SAS数据在相同的心周期的范围内或者在连续的心周期中不被收集。并且,在SAS技术中所使用的投影数据为了调整投影角度,有一部分的重叠和一部分的欠缺。最后,在使用对比度的程序时,实际的数据收集期间的离散的延迟反映在使对比度程序的有效性渐渐地降低上。
考虑上述缺点,螺旋数据表示出对于重构中的最佳心相位的决定是有利的。利用结合的样本对于决定最佳心相位是有效的,但是结合的样本受SAS数据限制,不能应用于螺旋数据。
总之,在有关产生心相位图的以往技术的尝试中,对于某些缺点所期望的情况依然存在。这些缺点具有有效性、伪影与螺旋扫描的限制。在对心脏CT的应用中,为了一般性改善这些缺点,心相位图必须高效地产生。操作者所期望的相位应该是在恰当的时间范围内被选择。同时,为了将被重构的医用图像中的伪影最小化,最佳心相位的选择应该正确地被决定。结果,投影数据应该是为了在心周期上连续地反映心脏的运动,而利用螺旋扫描所取得的数据。
【非专利文件1】
HSIEH,Jiang et al.,“Step-and-shoot Cardiac Imaging with Optimal Temporal Gating and Reconstruction”,9th International Meeting on Fully Three-Dimensional Image Reconstruction in Radiology and Nuclear Medicine,pages 253-256,(2007).
【非专利文件2】
MANZKE,R.,et al.,“Automatic phase determination for retrospectively gated cardiac CT”,Medical Physics Vol 31,No.12,psges3345-3362,(2004).
【非专利文件3】
HOFFMANN,Martin H.K.,et al.,“Automatic determination ofminimal cardiac motion phases for computed tomography imaging:initial experience”,Eur Radiol,16:365-373,(2006).
【非专利文件4】
OTA,Takamasa et al.,“Clinical use fullness of automatic phaseselection in coronary CT angiography(CTA)”,Medical Imaging 2007:Physics of Medical Imaging,Proc.of SPIE Vol.6510,65102N1-N9,(2007).
发明内容
目的在于提供产生与被检体的规定脏器的运动量有关的图的X射线计算机断层摄影装置以及图像处理方法。
本实施方式涉及的X射线计算机断层摄影装置,其特征在于,包括:
通过执行对于被检体的螺旋扫描,收集数据的数据收集部;
根据基于上述收集的数据的投影数据,重构医用图像的重构部;
计算上述投影数据与相对投影数据的差,
对于由与多个摄影方向分别对应的成组的上述投影数据组成的投影数据集,计算上述计算出的差的绝对值总和,
根据上述绝对值总和,产生表示上述被检体的脏器的运动量的图的图发生部。
本实施方式涉及的图像处理方法,其特征在于,在X射线计算机断层摄影装置中,包括以下步骤:
通过执行对于被检体的螺旋扫描,收集数据,
根据上述收集的数据,产生投影数据,
计算上述投影数据与相对投影数据的差,
对于由与多个摄影方向分别对应的成组的上述投影数据组成的投影数据集,计算上述计算出的差的绝对值总和,
根据上述绝对值总和,产生表示上述被检体的脏器的运动量的图。
可以提供产生与被检体的规定脏器的运动量有关的图的X射线计算机断层摄影装置以及图像处理方法。
附图说明
图1为表示使用了通过螺旋式插值所得到的原始数据的以往技术的图。
图2为表示本实施方式涉及的多层X射线计算机断层摄影装置的结构的结构图。
图3为用于概念性说明本实施方式涉及的螺旋扫描中的关于其它的多条射线的一组的互补的射线的说明图。
图4为表示本实施方式涉及的决定具有最小的心脏运动量的螺旋扫描数据的一部分的处理步骤的流程图。
图5为表示本实施方式涉及的与对于PI边界包含各条射线的螺旋数据的收集有关的外观图。
图6A为表示本实施方式涉及的在从X射线源的位置辐射的直接射线为当前点的射线、与直接射线相对置的相对射线被从比当前点往后的X射线源辐射时的上方PI窗口概要的平面图。
图6B为本实施方式涉及的将取得螺旋数据的期间的视图和通道的关系与上方PI窗口一起进行表示的正弦图。
图7A为表示本实施方式涉及的从X射线源的位置辐射的直接射线为当前点的射线、与直接射线相对置的相对射线从比当前点往前的X射线源辐射时的上方PI窗口概要的平面图。
图7B为本实施方式涉及的将取得螺旋数据的期间的视图和通道的关系与下方PI窗口一起进行表示的正弦图。
图8为表示本实施方式涉及的在x-y平面上的PI边界的X射线管与X射线检测器的位置关系的图。
图9A为表示本实施方式涉及的在x-y平面上的PI边界的X射线管与X射线检测器的位置关系的图。
图9B为表示图9A涉及的在y-z平面上的PI边界的X射线管S0与X射线管S的位置关系的图。
图10A为本实施方式涉及的在螺旋扫描中相对于视图的将X射线的强度与ECG波形一起进行表示的图。
图10B为扩大图10A的一部分的图。
图11为本实施方式涉及的相对于视图的表示PI窗口上的投影数据和相对投影数据的不一致的绝对值总和与X射线强度一起进行显示的图。
图12为图11涉及的相对于视图的滤波(加权加法)后的绝对值总和与X射线的强度一起进行表示的图。
图13为图12涉及的使滤波后的绝对值总和进行偏移后的值与X射线的强度一起相对于视图进行表示的图。
图14为本实施方式涉及的将根据滤波以及偏移后的绝对值总和产生的被检体的脏器运动量相对于心拍相位进行表示的图。
【符号说明】
100-架台、101-X射线管、102-旋转框架、103-X射线检测部、104-数据收集部(DAS)、105-非接触数据转送部、106-前处理部、107-旋转部、108-滑环、109-高压发生部、110-系统控制器、112-存储部、114-重构部、116-表示部、118-选择部、200-扫描计划支援装置
具体实施方式
一般而言,关于一个实施方式的X射线计算机断层摄影装置,具有:数据收集部、重构部和图发生部。数据收集部通过对于被检体执行螺旋扫描而收集数据。重构部根据基于上述收集的数据的投影数据,重构医用图像。图发生部计算上述投影数据与相对投影数据的差,对于由与多个摄影方向分别对应的成组的上述投影数据构成的投影数据集计算上述计算出的差的绝对值总和,根据上述绝对值总和,产生表示上述被检体的脏器的运动量的图。
作为后述的与产生运动图相关的以下的实例,为了使用心脏的计算机断层摄影(Computed Tomography:以下称作“CT”)的本实施方式选择最佳的相位而进行记述,但是本实施方式不限定于心脏的CT。即、本实施方式也能够应用于心脏以外的脏器。在与心脏CT有关的本实施方式中,心脏的运动的相位(以下称作“心相位”)图根据螺旋扫描数据有效地产生。最佳的心相位(以下称作“最佳心相位”)在合理的时间范围内被选择。同时,本实施方式根据后述的多个互补的X射线的射线,正确决定最佳心相位。多个互补的射线被用于产生与心脏的最小运动对应的指标。而且,多个互补的射线被用于选择在重构的心脏的医用图像上的最小的伪影用的后述的投影数据集。螺旋扫描数据是反映了相等的心周期的范围内或者连续的多个心周期的心脏运动的数据。通过三维地决定多个互补的射线组而实现基于螺旋扫描数据的多个互补的射线的技术的应用。为了考虑在相等的心周期的范围内或者连续的多个心周期的心脏运动而决定一组互补的射线。为了决定心脏的运动量而计算后述的针对顶(top)射线与底(bottom)射线或者其中一方的后述的绝对值总和。
以下,一边参照附图一边说明本实施方式涉及的X射线计算机断层摄影装置(Computed Tomography:以下称作“X射线CT装置”)。图2为表示本实施方式涉及的多层X射线CT装置的结构的结构图。此多层X射线CT装置具有架台100与多个单元。图2中的架台100表示侧面图。架台100具有X射线管101、旋转框架102、多列或者二维阵列型的X射线检测部103、数据收集部(数据收集电路或者Data Acquisition system:以下称作“DAS”)104、非接触数据转送部105、旋转部107、滑环108。X射线管101与X射线检测部103在旋转框架102上被安装在横断被检体S的正相反的位置上。旋转框架102能够围绕旋转轴RA旋转地被支撑。旋转部107以0.4sec/转(rotation)这样的高度使旋转框架102旋转。旋转部107在使旋转框架102旋转期间,被检体S为了执行螺旋扫描,自被图示的纸面或者面向纸面,沿着旋转轴移动。
多层X射线CT装置还具有高压发生部109。高压发生部109经由滑环108,供给用于从X射线管101产生X射线的管电压。X射线面向被检体S放射。图2中的被检体S的圆表示被检体的剖面区域。X射线检测部103为了检测透过被检体S的X射线,而配置在横切被检体S的X射线管的相反一侧。X射线检测部103装备以二维状排列的多个X射线检测元件。在此,对单一的X射线检测元件构成单一的通道进行说明。
根据图2,本多层X射线CT装置具有用于处理从X射线检测部103输出的检测信号的多个单元。数据收集电路或者DAS104从X射线检测部103读出两个检测器列中针对各个列的输出信号。DAS104将来自各个通道的输出信号变换为电压信号。DAS104放大被变换的电压信号。DAS104将被放大的电压信号变为数字信号。以下,将从DAS104输出的数据称作“投影原始数据”。X射线检测部103与DAS104具有处理事先决定的旋转框架每旋转1圈的投影的总数(Total number of Projections Per Rotation:以下称作“TPPR”)的结构。TPPR至少是900TPPR,处于900TPPR与1800TPPR之间、900TPPR与3600TPPR之间。
上述投影原始数据被输出给前处理部106。上述投影原始数据经由非接触数据转送部105,容纳在架台100的外侧的控制部中。前处理部106对于原始数据,执行如敏感度校正那样的特定校正。存储部112存储由前处理部106产生的紧接重构处理之前的数据即投影数据。而且,所谓投影数据是与透过被检体的X射线的强度相应的数据值的集合。在此,为了方便说明,将通过一次性地大概同时收集到的视角相同的全部通道的成组的投影数据称作“投影数据集”。而且,多个投影数据集分别与多个视图号码对应。另外,视角是以从旋转轴Z铅直向上的圆轨道的最上部作为0度,在360度范围的角度内,表示X射线管101以前述的旋转轴Z为中心围绕旋转的圆轨道的各位置的含义。而且,对于投影数据集的各通道的投影数据通过视角、锥角、通道号码而被识别。并且,投影数据集通过执行与存储在存储部112中的投影数据有关的读出控制而产生。存储部112通过数据总线或者控制总线与系统控制器110、重构部114、表示部116、输入部115、扫描计划支援装置200、选择部118连接。扫描计划支援装置200为了推进扫描计划,具有用于对成像技术人员进行支援的功能。
选择部118具有各种软件以及硬件结构。选择部118在重构部114处理被选择的投影数据之前,选择有投影数据的最理想的部分。本多层X射线CT装置的选择部118为了实质上减少由心脏的运动引起的不理想的伪影,选择由螺旋扫描得到的投影数据的一部分。主要是选择部118为了决定顶(top)互补的射线组与底(bottom)互补的射线组的两方或者其中任何一方,而处理投影数据。
选择部118计算对于后述的顶(top)互补的射线或者底(bottom)互补的射线的差的绝对值总和。选择部118为了用恰当的方法构成运动图,对于绝对值总和,执行滤波与规定量的偏移。最后,选择部118根据所决定的绝对值总和最小的量,选择投影数据的最理想的部分。图发生部具有与上述选择部118对应的功能。即、图发生部计算投影数据和与投影数据相对置的相对投影数据的差。图发生部对于多个数据集分别计算所计算出的差的绝对值总和。图发生部根据计算出的绝对值总和,产生表示被检体的脏器运动量的运动图。
重构部114根据投影数据集,重构医用图像。重构部114根据通过选择部118选择的投影数据集,重构医用图像。
图3为表示螺旋扫描中的射线和与该射线相对置的相对射线的互补的射线组的概念的概念图。为了简单说明,图3中没有记述本多层X射线CT装置的构成要素与被检体的心脏。图3中,螺旋路径与X射线这样的射线一起三维地进行图示。图3中的x、y、z方向用对应的箭头分别表示。Z方向表示执行螺旋扫描的方向、或者载置了被检体的顶板运动的方向。Y方向与z方向垂直,表示视角为0度以及180度的方向。X方向为与y方向以及z方向垂直的方向。螺旋SPL表示螺旋路径。螺旋路径是在栽置被检体的顶板前进期间,X射线源围绕被检体旋转时,通过X射线摄影视图时的路径。如用螺旋SPL所示那样,X射线这样的射线在通过螺旋扫描以与顶板相同的速度移动的坐标系中,不与z轴垂直。为了说明一组互补的多个射线,图3用多条虚线表示任意的被选择的多条射线。
图3中,通过螺旋投影在任何一个完全旋转的范围内,表示一组或者两组的互补的射线。多个互补的射线用于调查心脏的运动量。在图3中,一组典型的互补的射线L0与L1通过螺旋投影表示。互补的射线L0与L1通过配置在多个投影的π(PI)边界上进行定义。针对PI边界,以后在图5的说明中描述。用于多个投影的射线源的位置用相离(180+δ)度的β0与β1进行表示。角度δ为表示距中心射线分离多少的角度。如果没有心脏的运动,则射线L0与L1透过的被检体的厚度(射线路径)在以螺旋方式取得的投影数据上是一致的。
图4为表示决定具有最小的心脏的运动量的螺旋扫描数据的一部分的处理步骤的流程图。投影数据使用螺旋扫描技术取得(步骤S10)。当取得螺旋扫描数据时,心电图(Electro Cardio Gram:以下称作“ECG”)为了表示与各个心拍的R波的峰值有关的相对的位置,而被嵌入投影数据中。在某个状况下,X射线为了限制取得螺旋数据期间的辐射,根据事先设定的R波的峰值之间的信息而被照射。
之后为了决定最佳心相位而执行螺旋扫描的期间,以相对大的螺旋因子,产生投影数据(步骤S10)。相对大的螺旋因子可以近似为0.2。并且,螺旋因子在实际的X射线检测器的大小极限上或者范围内,还可以是停在PI边界那样的螺旋因子即0.3。在对照地进行上述记述的以往技术中,在螺旋扫描中,为了决定最佳心相位要求根据投影数据重构低分辨率的图像用的0.1与0.3之间的小的螺旋因子。为了要求小的螺旋因子,以往技术的螺旋扫描是出现对于被检体相对高的X射线的辐射以及相对长的扫描时间的结果。通过螺旋扫描中的大的螺旋因子,步骤S10的处理使取得用于决定最佳心相位的投影数据的扫描时间以及对被检体照射X射线的辐射减少。被检体的X射线的辐射与扫描时间的降低对于保护被检体这种情况来说是优点。显然X射线的放射线量的降低使被检体的安全性提高。短的扫描时间在CT摄影中提高被检体的舒适度。而且,由于在短的时间间隔期间,可以更容易地抑制被检体的身体的运动,所以更短的扫描时间使扫描数据的品质提高。
计算在通过步骤S10所取得的扫描数据中的投影数据和与投影数据相对置的相对投影数据的差。相对投影数据是与投影数据对应的由与X射线这样的射线相对置的相对X射线这样的射线产生的投影数据。分别对于投影数据集(或者视图(view))计算被计算出的差的绝对值总和(Sumof Absolute Difference:以下称作“SAD”)。对于一个视图的SAD是如以下被定义那样,与一个视图有关的多个通道(channels:ch)的绝对值总和。
【数2】
SAD是关于由与投影数据有关的射线和与相对投影数据有关的射线组成的互补的射线的PI边界曲线上有关的内容。SAD的值表示由于心脏的运动产生的每个投影数据集或者视图的不一致。以下将与投影数据有关的X射线这样的射线称作直接射线。并且,直接射线还可以替换为使用初级射线或正式射线。并且,将与相对投影数据有关的X射线这样的射线称作“相对射线”。并且,将直接射线当作时间上标准,称作“当前射线”。相对射线根据与直接射线的时间关系,还可以称作“后射线”或者“前射线”。
通过上述时间关系,SAD定义为:SADtop与SADbottom。SAD在直接射线是当前射线,相对射线在当前射线后并通过螺旋数据收集而进行采样时,被定义为SADtop。同样地,SAD在直接射线是当前射线,相对射线在当前射线的前并通过螺旋数据收集而进行采样时,被定义为SADbottom。在步骤S20中,计算SADtop与SADbottom中至少任意一方。在以下的处理中,设SADtop与SADbottom被假定。
在图4中,对于针对视图的SAD的轮廓应用平均滤波(步骤30)。该滤波在计算步骤S20中SADtop与SADbottom中的至少任何一方时是必需的。SAD表示心脏的运动或者由投影数据与相对投影数据构成的投影数据集的不一致,但是,由于直接射线与相对射线的时间关系不同,因此SADtop与SADbottom的值在多个视图中不一致。在规定的视图中使两个SAD的值偏移前,SADtop以及SADbottom的轮廓通过应用平均滤波而被平滑化。平均滤波是例如在规定的滤波幅度中加权相加SAD。所谓规定的滤波幅度是例如每旋转一周的视图数的0.5倍的视图数。
在步骤S30滤波后的SADtop以及SADbottom的数据分别被偏移(步骤S40)。换言之,针对视图数的执行了基于加权相加的滤波后的SADtop以及SADbottom的加权加法曲线为了对运动的相位匹配该加权加法曲线而偏移规定量。进行偏移使视觉上确认在X射线曝射的开和关的边界上对于表示SADtop以及SADbottom的加权加法曲线的两者不一致的程度的SAD是否具有最大量变得容易。同时,进行偏移使SADtop以及SADbottom的加权加法曲线相互准确地一致。在步骤S40中,SADtop以及SADbottom的加权加法曲线在大体上正确时,最小的SAD表示在某视图中心脏的运动为最小。
上述偏移后的SAD数据变换为临床上相关联的数据(步骤S50)。据此,被变换了的SAD数据表示关于针对心周期的比例或者从0到100变化的心相位,心脏的运动量的图(以下称作“运动图”)。例如,运动图被用于决定与ECG的R波峰值和R波峰值之间有关的心周期中的最佳心相位。运动图被用于选择给由重构造成的心脏的运动伪影带来的影响变为最小的投影数据集。
根据与上述选择出的最佳心相位对应的投影数据集,按照预先决定的重构算法,产生心脏的医用图像(步骤S60)。为了重构最好的图像,很好地利用被嵌入的ECG信息。ECG信息从投影数据集中引出。被引出的ECG信息为了根据来自步骤S50的临床上有关联的信息,取出相对于步骤S60的处理中的重构有关联的投影数据集,而被存储在ECG表。被重构的心脏的医用图像大体上无运动伪影。同时,由于最佳心相位的决定在数据区域中被执行,因此,处理的运用相对于使用图像区域数据的以往技术来说,计算处理上效率好。
根据图4,上述处理双方都利用与SADtop与SADbottom有关的数据,但是在决定最佳心相位中,也可以只利用与SADtop和SADbottom有关的数据中的任意一方。无论使用哪种,上述步骤S30与步骤S40的处理为了确认最佳心相位的正确度都必然被执行。
其次,对于其它附图再进一步说明从步骤S10到步骤S60的各个处理。图5为表示与螺旋数据的收集处理(步骤S10)有关的外观的图。图5为用于表示与PI边界有关系的各个射线的图。箭头j3表示载置被检体的顶板沿着旋转轴RA运动的方向。X射线源以螺旋路径C围绕旋转轴RA旋转。X射线源处于螺旋路径C的位置y(S0)的期间,从X射线源放射出的5条X射线的各条射线面向检测器平面(Detector Plane)DP(S0)用虚线表示。在图5中,中心射线Ar0在由箭头d1所示出那样的方向沿着检测器平面DP的表面进行扫描。同时,邻近的射线Ar1与Ar2分别形成在y(S0)上的针对X射线源的上部PI边界Γ1与下部PI边界Γ2。在检测器平面DP(S0)上,上部PI边界Γ1与下部PI边界Γ2分别位于从沿着各个X射线源的轨迹的位置y(S0)半旋转(π)+δ上。在此,角度δ是从中心射线离开的射线与中心射线之间的角度。
上部PI边界Γ1与下部PI边界Γ2定义PI窗口。图5中的DP(S0)上的斜线区域表示针对X射线源的位置y(S0)的PI窗口。将PI窗口的边界称作“PI边界”。PI窗口由于通过X射线源的轨迹的投影形成,因此PI窗口的大小与螺旋速度有关。如果螺旋因子变大,那么PI窗口就变大。需要注意的是螺旋因子或者顶板速度如以下那样。即,PI窗口需要停在实际的检测器的大小的界限上或者该范围内。
图6A与图6B是表示直接射线处于UP PI窗口上时,在PI边界上的直接射线和与直接射线相对置的相对射线之间的关系的图。如图6A的概要平面图所示,UP PI窗口在以下的时间被定义。来自X射线源S0的直接射线为当前射线,在当前射线后从X射线源S1采样的射线是相对射线时被定义。如图6A的用连结S0与S1的实线所示那样,与直接射线有关的PI边界的线与在UP PI窗口上的关于相对射线的PI边界的线共享。图6A的箭头表示沿着螺旋数据收集中的顶板运动的z方向。此时,与相对射线对应的PI窗口为DOWN PI窗口。即、PI边界的线表示UP PI窗口与DOWN PI窗口共享。
图6B为针对上述UP PI窗口的正弦图。正弦图表示螺旋数据收集中的多个通道与多个视图的关系。对于直接射线,在多个通道的整个范围中,视图相同。另一方面,对于相对射线,关于通道发生变化这一点,视图也发生变化。即、与相对射线有关的视图与通道必须根据直接射线的通道进行计算。该计算为了决定在类似图4的步骤S10的处理中所取得的螺旋数据那样的上述螺旋数据中的与视图有关的SAD而被执行。如图6B所示,从基于直接射线的视图V上的通道s到通道e的投影数据分别与从相对射线的视图Vs上的通道e到视图Ve上的通道s的投影数据相对应。另外,通道s与通道e的幅度与例如被检体的心脏的范围相对应。
对于UP PI窗口,直接射线为当前射线,相对射线为在取得螺旋数据中在当前射线后被采样的射线时,SADtop根据直接射线与相对射线如以下这样进行计算。
【数3】
在此,directtop为对于UP PI窗口上的直接射线的投影数据。compbottom为对于DOWN PI窗口的相对射线的相对投影数据。
如图7A的概要平面图中所示那样,DOWN PI窗口定义为以下的时间。在来自X射线源S0的直接射线为当前射线,当前射线后从X射线源S-1采样的射线为相对射线时被定义。如图7A的用连结S0与S-1的实线所示那样,与直接射线有关的PI边界的线与在DOWN PI窗口上的相对射线有关的PI边界的线共享。图7A的箭头表示沿着螺旋数据收集中的顶板运动的z方向。
图7B为对于上述DOWN PI窗口的正弦图。正弦图表示螺旋数据收集中的多个通道与多个视图的关系。对于直接射线,在多个通道的整个范围中,视图相同。另一方面,对于相对射线,关于通道发生变化这一点,视图也发生变化。即、与相对射线有关的视图与通道必须根据直接射线的通道进行计算。该计算为了决定在类似图4的步骤S10的处理中所取得的螺旋数据那样的上述螺旋数据中的与视图有关的SAD而被执行。如图7B所示,从基于直接射线的视图V的通道s到通道e的投影数据分别与从相对射线的视图Vs的通道e到视图Ve的通道s的投影数据相对应。
对于DOWN PI窗口,在直接射线为当前射线,相对射线为在取得螺旋数据中在当前射线前被采样的射线时,SADbottom根据直接射线与相对射线如以下这样进行计算。
【数4】
在此,directbot为对于DOWN PI窗口上的直接射线的投影数据。comptop为对于UP PI窗口上的相对光线的相对投影数据。
图8为表示x-y平面上的PI边界的图。在X射线源位于S0时,设想如下内容。从S0的位置起的X射线源的轨迹在具有与在通道s透过的初级射线Ar1相对置的相对射线的视图Vs上,形成上方PI边界。从S0的位置起的X射线源的轨迹在具有与透过通道e的初级线Ar2相对置的相对射线的视图Ve上,形成下方PI边界。在上方与下方的PI边界上,Vs与Ve之间的区域为摄像视野(Field of View:以下称作“FOV”)。位置S0与位置S之间的角度δβ在X射线源处于位置S时,满足以下的三个条件。
【数5】
Φ1≤δβ≤Φ2
【数6】
Φ2=2π-Φ1
【数7】
Φ1=2×cos-1(r/R)
在此,如图8所示,Φ1为射线Ar0与射线Ar4之间的角度。Φ2为射线Ar0与射线Ar7之间的角度。r为表示与在x-y平面上重构的区域对应的FOV的圆的半径。R为对于X射线源的轨迹的半径。从通道S到通道e透过的所有射线对于覆盖具有半径r的FOV是必要的。根据上述条件,下方PI边界上的视图的范围如以下那样被定义。
【数8】
Vs=S0-ViewRev+(Ф1/2π)×ViewRev
【数9】
Ve=VS+((Φ2-Φ1)/2π)×ViewRev
在此,视图Vs与视图Ve为与来自位于S0的X射线源的两个末端的X射线这样的射线(Ar1与射线Ar2)对应的视图号码。ViewRev为每旋转一周的视图数。S0为位置S0上的视图号码。两个末端的X射线这样的射线(Ar1与射线Ar2)与FOV或者重构区域相接。视图Vs与视图Ve根据S0的视图号码,用多个视图号码来表示。
同样地,上方PI边界的视图范围如以下那样进行定义。
【数10】
Vs=S0+(Ф1/2π)×ViewRev
【数11】
Ve=VS+((Φ2-Φ1)/2π)×ViewRev
在此,视图Vs与视图Ve为与来自位于S0的X射线源的两个末端的X射线这样的射线(Ar1与射线Ar2)对应的视图号码。ViewRev为每旋转一周的视图数。S0为位置S0上的视图号码。两个末端的X射线这样的射线(Ar1与射线Ar2)与FOV或者重构区域相接。视图Vs与视图Ve根据S0的视图号码,用多个视图号码来表示。
图9A为表示如何找出x-y平面上的PI边界上的特定位置的图。图9B为表示如何找出y-z平面上的PI边界上的特定位置的图。根据图9A,用圆弧表示的与等中心对应的X射线检测器的区域(以下称作“检测器区域”)用粗线表示。定义检测器区域,以具有检测器的各个段(检测元件)中的从通道号码0ch到通道号码Nch-1的范围内的预先决定的通道号码Nch。X射线源处于位置S0时,从位置S放射的X射线这样的射线为针对从位置S0放射的对应的X射线这样的射线(直接射线)的相对射线。X射线源的位置S0以及位置S之间的角度δβ在以下的两个式子中与角度θ相关联起来。
【数12】
R cos(θ)=R sin(δβ/2)
【数13】
θ=cos-1(sin(δβ/2))
PI边界上的位置S如以下那样被定义。
【数14】
hch=Cch+(θ/δγ)
在此,Cch为检测器的中心的通道号码。检测器的中心通道检测从X射线源的位置S0和位置S的任意一方放射的X射线并且是通过旋转的中心点的X射线。hch为检测器的通道号码。与hch对应的通道对与由通道Cch检测出的X射线形成角度θ的X射线进行检测。δγ通过区分多个通道各自的扇形角度或者每1个通道的角度来定义。
根据图9B,X射线源处于位置S0时,检测器上的距离v与距离δz通过以下那样的方法,在y-z平面上在z方向上被定义。从S0向通道hch的初级射线与向通道Cch的X射线这样的射线形成角度θ。放射与上述初级射线相对置的相对射线的位置S为了螺旋运动,距与S0对应的z坐标离开δz距离。计算距离v,以与在针对各个通道的视图有关的检测器上决定关于通道hch的针对上方PI边界的垂直距离(δz)。距离v的单位为毫米。如果顶板速度CS为mm/rev(每旋转一周顶板前进的速度),那么距离v的单位也能够变换为通道号码或者检测器的段的单位。
【数15】
【数16】
在此,如果以CS为mm/rev的单位来定义顶板速度,那么v就是mm(毫米)。
为了理解上述记述的问题点的临床重要性,图10A的图表为将对于视图的X射线的强度与ECG波形一起进行显示的图。在图10A的图表中,还记载着与对于视图的X射线的断续的放射有关的位置。与X射线的断续的放射有关的位置与ECG数据的峰值有关联地被决定。图10B为在放射X射线的期间扩大图10A的图表的一部分的图。图10B表示X射线的辐射为ON的期间(以下称作“X射线ON”)与X射线的辐射为OFF的期间(以下称作“X射线OFF”)的组达到超过大约1000视图的范围。从X射线ON向OFF切换时的视图与从X射线OFF向ON切换时的视图在与直接射线有关的投影数据和与相对射线有关的投影数据之间,带来最大的不一致。因此,从X射线ON向OFF进行切换时的视图与从X射线OFF向ON进行切换时的视图成为用于校正表示实际的临床数据中的心脏的运动量的图(以下称作“Mmap”)用的参数的优选标记。
图11为表示视图、和基于PI窗口上的直接射线与相对射线的绝对值总和(不一致)的图。幅度A与AA表示针对SADtop的最大的不一致区域。根据直接射线与相对射线,对于上述UP PI窗口决定SADtop。此时直接射线为当前射线,相对射线为在取得螺旋数据中在当前射线之后被采样的射线。同样地,幅度B与BB表示针对SADbottom的最大的不一致区域。根据直接射线与相对射线,对于上述DOWN PI窗口决定SADbottom。此时直接射线为当前射线,相对射线为在取得螺旋数据中在当前射线前被采样的射线。图11的图表表示从X射线ON向OFF切换时的视图与从X射线OFF向ON切换时的视图。
从X射线ON向OFF切换时的视图与从X射线OFF向ON切换时的视图在与直接射线有关的投影数据和与相对射线有关的投影数据之间,带来最大的不一致。因此,从X射线ON向OFF进行切换时的视图与从X射线OFF向ON进行切换时的视图成为用于校正表示实际的临床数据中的心脏的运动量的图(以下称作“Mmap”)用的参数的优选标记。对于基于与PI边界有关的数据的绝对值总和的视图的曲线(以下称作“PI边界数据差异曲线”)与幅度A、AA、B、BB中的视图-不一致曲线意义相同。由于这些理由,PI边界数据差异曲线为了形成信赖性高的Mmap曲线而被处理。该处理具有通过滤波器进行平均化以及使PI边界数据差异曲线发生偏移。
用于平均化的滤波器幅度根据图11中的图表上表示的值可以推断出来。例如,最大的不一致区域A与AA之间的近似的平均视图差为相当于每一周的视图数的将近一半。幅度的尺码(每一周的视图数的0.5倍)为用于使视图-不一致曲线平滑的良好候补。注意这一点,在每一周为600视图时,作为滤波幅度FltL使用300视图。并且,滤波也可以如以下这样用加权曲线w构成。
【数17】
在此,v为视图。FltL为基于每一周的视图数的0.5倍的滤波幅度。加权曲线w为平均函数与高斯加权函数的任意一方。SAD为事先被定义的SADtop与SADbottom的任意一方。
图12为表示PI边界数据差异曲线或者通过上述滤波器被滤波的加权加法曲线的图表。PI边界数据差异曲线与被加权加法后的SADtop与SADbottom在从X射线ON向OFF切换时的视图的附近与从X射线OFF向ON切换时的视图的附近,实际上更加明显地表示出最大的不一致。但是,PI边界数据差异曲线与被加权加法后的SADtop与SADbottom在从X射线ON向OFF切换时的视图的附近与从X射线OFF向ON切换时的视图的附近,还不一致。在使其一致的操作的最终工序中,将PI边界数据差异曲线与被加权加法后的SADtop与SADbottom向X射线ON与X射线OFF之间的视图的方向或者向相反方向进行规定量偏移。对于最大的不一致区域A的视图与从X射线OFF向ON切换时的视图之差、以及对于最大的不一致区域AA的视图与从X射线ON向OFF切换时的视图之差在加权加法曲线上为150视图。
图13为表示被偏移的PI边界数据差异曲线或者加权加法曲线的图表。图12的加权加法曲线偏移了150视图。该150视图近似地与每一周的视图数的四分之一对应。被加权了的PI边界数据差异曲线与SADtop和SADbottom通过如以下的式子定义的方法被偏移。
【数18】
在此,ViewRev为相当于每一周的视图数。
图14为表示根据被偏移、被加权了的PI边界数据差异曲线与SADtop和SADbottom产生的运动图的图。运动图表示被偏移、被加权了的PI边界数据差异曲线与SADtop和SADbottom中的针对最小的不一致量的最佳心相位。运动图表示心脏的运动变得最小的收缩期的末端附近与舒张期的中点附近这样的最佳心相位。实际上为了通过对应的投影数据重构无运动伪影的医用图像,临床上参照最佳心相位。
上述记述作为实例是关于使用了自动地产生心相位图的技术,决定最佳相位的实施方式的记述。根据本实施方式,由于能够在数据收集中执行上述处理,所以缩短处理时间。而且,根据本实施方式,在具有多列X射线检测器并且螺旋因子大的X射线计算机断层摄影装置中,可以产生正确的运动图。本实施方式实际上通过改良重构无运动伪影的医用图像的技术与选择螺旋扫描数据的技术有关的系统和处理,能够应用于如肺等其它的脏器。并且,本实施方式的技术性思想也能够应用于其它的医用图像摄影装置。
虽然已经描述了某些实施例,但是这些实施例只是以示例的方式呈现,并不是为了限制本发明的范围,实际上,这里描述的新颖的方法和系统可以以各种其他形式实施;此外,可以在不偏离本发明的精神的情况下,进行这里描述的方法和系统的形式方面的各种省略、替换和改变。所附的权利要求及其等同物旨在覆盖这些形式和改变,只要这些形式或改变落在本发明的范围和精神之内。
Claims (24)
1.一种X射线计算机断层摄影装置,其特征在于,包括:
通过执行对于被检体的螺旋扫描,收集数据的数据收集部;
根据基于上述收集的数据的投影数据,重构医用图像的重构部;
计算上述投影数据与相对投影数据的差,
对于由与多个摄影方向分别对应的成组的上述投影数据组成的投影数据集,计算上述计算出的差的绝对值总和,
根据上述绝对值总和,产生表示上述被检体的脏器的运动量的图的图发生部,
上述相对投影数据是与投影数据对应的由与X射线这样的射线相对置的相对X射线这样的射线产生的投影数据。
2.根据权利要求1所述的X射线计算机断层摄影装置,其特征在于:
上述图发生部对于上述绝对值总和执行规定的滤波。
3.根据权利要求2所述的X射线计算机断层摄影装置,其特征在于:
上述图发生部对于上述滤波后的绝对值总和执行规定量的偏移。
4.根据权利要求1所述的X射线计算机断层摄影装置,其特征在于:
上述被检体的脏器是包含心脏的脏器。
5.根据权利要求1所述的X射线计算机断层摄影装置,其特征在于:
上述相对投影数据是上述投影数据产生后的数据。
6.根据权利要求5所述的X射线计算机断层摄影装置,其特征在于:
上述绝对值总和通过
计算,SADtop为上述绝对值总和,directtop为上述投影数据,compbot为上述相对投影数据,ch为通道,view为视图。
7.根据权利要求1所述的X射线计算机断层摄影装置,其特征在于:
上述相对投影数据是上述投影数据产生前的数据。
8.根据权利要求7所述的X射线计算机断层摄影装置,其特征在于:上述绝对值总和通过
计算,SADbottom为上述绝对值总和,directbot为上述投影数据,comptop为上述相对投影数据,ch为通道,view为视图。
9.根据权利要求2所述的X射线计算机断层摄影装置,其特征在于:
上述规定的滤波为平均化函数和加权函数中的某一个。
10.根据权利要求2所述的X射线计算机断层摄影装置,其特征在于:
上述规定的滤波为高斯加权函数。
11.根据权利要求2所述的X射线计算机断层摄影装置,其特征在于:
上述规定的滤波的滤波幅度为对于旋转框架旋转一周的视图数的二分之一的视图数。
12.根据权利要求2所述的X射线计算机断层摄影装置,其特征在于:
上述图发生部对于上述滤波后的绝对值总和,执行对于旋转框架旋转一周的视图数的四分之一的偏移。
13.一种图像处理方法,其特征在于,
在X射线计算机断层摄影装置中,包括以下步骤:
通过执行对于被检体的螺旋扫描,收集数据,
根据上述收集的数据,产生投影数据,
计算上述投影数据与相对投影数据的差,
对于由与多个摄影方向分别对应的成组的上述投影数据组成的投影数据集,计算上述计算出的差的绝对值总和,
根据上述绝对值总和,产生表示上述被检体的脏器的运动量的图,
上述相对投影数据是与投影数据对应的由与X射线这样的射线相对置的相对X射线这样的射线产生的投影数据。
14.根据权利要求13所述的图像处理方法,其特征在于:
在产生上述图的过程中,
对于上述绝对值总和执行规定的滤波,
根据上述滤波后的绝对值总和,产生表示上述被检体的脏器的运动量的图。
15.根据权利要求14所述的图像处理方法,其特征在于:
在产生上述图的过程中,
对于上述滤波后的绝对值总和执行规定量的偏移,
根据上述偏移后的绝对值总和,产生表示上述被检体的脏器的运动量的图。
16.根据权利要求13所述的图像处理方法,其特征在于:
上述被检体的脏器是包含心脏的脏器。
17.根据权利要求13所述的图像处理方法,其特征在于:
上述相对投影数据为上述投影数据产生后的数据。
18.根据权利要求17所述的图像处理方法,其特征在于:
上述绝对值总和通过
计算,SADtop为上述绝对值总和,directtop为上述投影数据,compbot为上述相对投影数据,ch为通道,view为视图。
19.根据权利要求13所述的图像处理方法,其特征在于:
上述相对投影数据为上述投影数据产生前的数据。
20.根据权利要求19所述的图像处理方法,其特征在于:
上述绝对值总和通过
计算,SADbottom为上述绝对值总和,directbot为上述投影数据,comptop为上述相对投影数据,ch为通道,view为视图。
21.根据权利要求14所述的图像处理方法,其特征在于:
执行上述规定的滤波为平均化函数和加权函数中的某一个。
22.根据权利要求14所述的图像处理方法,其特征在于:
执行上述规定的滤波为高斯加权函数。
23.根据权利要求14所述的图像处理方法,其特征在于:
上述规定的滤波的滤波幅度为对于旋转框架旋转一周的视图数的二分之一的视图数。
24.根据权利要求14所述的图像处理方法,其特征在于:
在产生上述图的过程中,对于上述滤波后的绝对值总和,执行对于旋转框架旋转一周的视图数的四分之一的偏移。
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CN1549204A (zh) * | 2003-05-13 | 2004-11-24 | 矽统科技股份有限公司 | 动态影像象素的检测和重建方法 |
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