3d圖像集在不同空間之間的最佳變換的製作方法
2023-07-20 08:22:26
專利名稱：3d圖像集在不同空間之間的最佳變換的製作方法
技術領域：
本發明涉及診斷成像系統和方法。其尤其與多模態系統，如PET-CT系統聯合應用。應當意識到，本發明還可應用於SPECT、CT、超聲、MRI和螢光透視檢查等的各種結合。
在多模態斷層攝影系統中，採用兩個或多個不同感應模態對物體空間內的不同組分進行定位和測量。在PET-CT系統中，PET創建身體高代謝活動的圖像，而不是創建周圍解剖結構的圖像。CT掃描允許醫生觀察人體的內部結構。在進行PET-CT掃描之前，患者接受放射性藥物劑量。藥物通過血液運送併集中到特定器官或區域中，從而導致從血液和該器官或區域發射出輻射。在掃描期間，射出輻射的軌跡由系統檢測，由此創建患者體內放射性藥物的分布圖像。該圖像顯示出循環體系和/或放射性藥物在各種區域或器官內的相對吸收。PET-CT圖像中來自CT掃描的解剖結構數據與來自PET掃描的代謝數據的合併向醫生給出可視化信息以確定是否存在病變、病變的位置和程度，並且跟蹤病變擴散的速度。PET-CT系統對於難於治療區域(例如，頭頸區、縱隔、術後腹部)以及患者接受放射性治療或化療的治療區定位特別有幫助。
典型地，在PET-CT圖像的重建過程中，PET圖像表示從PET圖像空間變換到CT圖像空間中以創建用於臨床解釋的合成圖像。在掃描前，PET和CT系統機械地對準；然而，在大多數情況下，在融合之前需要施加微小校正以使PET圖像和CT圖像準確對準。目前，變換參數在校準期間得出，如採用在兩種模態中均可成像的模型。
過去，PET和CT圖像數據都被重建成3D體素矩陣，但是比例不同(不同尺寸的體素)。較低解析度PET圖像和較高解析度CT圖像的笛卡爾網格之間的變換是相對直接的，但是有時增加了變換或插值誤差，從而導致精度和圖像質量的下降。
現在，PET圖像通常重建到具有非笛卡爾網格的blob(團塊)空間內。與全部是均勻值的體素不同，每個團塊內的值是不均勻的。此外，團塊重疊。目前，重建的PET團塊圖像首先變換成常規的基於體素的笛卡爾網格圖像。由於PET體素與CT體素仍然是不同的尺寸，因而將PET體素圖像變換成CT體素尺寸。進行兩次插值增加了固有變換相關誤差。
本發明提供一種新型和改進的成像設備和方法，其克服了上述問題和其它問題。
根據本發明的一個方面，公開一種診斷成像系統。第一掃描器獲得對象感興趣區域的第一組電子數據。第二掃描器獲得對象感興趣區域的第二組電子數據。第一重建裝置將第一組重建成非體素圖像空間內的非體素空間第一掃描器圖像表示。第二重建裝置將第二組重建成第二圖像空間內的第二圖像表示。一裝置將第一組的非體素空間第一掃描器圖像表示直接轉換到第二圖像空間內。
根據本發明的另一方面，公開一種診斷成像方法。獲得對象感興趣區域的第一組電子數據。獲得對象感興趣區域的第二組電子數據。將第一組重建成非體素圖像空間內的非體素空間第一掃描器圖像表示。將第二組重建成第二圖像空間內的第二圖像表示。將第一組的非體素空間第一掃描器圖像表示直接轉換到第二圖像空間內。
本發明的一個優點在於提高總體圖像質量。
另一個優點在於減少計算和存儲需求。
另一個優點在於更精確地融合圖像。
在閱讀和理解下列優選實施例的詳細說明後，對本領域技術人員而言，本發明的其它優點和有益效果將變得更為明顯。
本發明可採用各種部件和部件設置、以及各種步驟和步驟設置的形式。附圖僅用於解釋說明優選實施例的目的，而不應解釋為限制本發明。
圖1是多模態診斷成像系統的示意表示；圖2示意性示出身體居中的立方體網格；圖3示意性示出投影到笛卡爾網格圖像空間內的2D團塊；圖4是由平滑曲線函數表示的團塊內灰度強度值的示意圖；和圖5是多模態診斷成像系統一部分的示意表示。
參見圖1，多模態系統10包括核成像系統12和計算機斷層攝影(CT)掃描器14。CT掃描器14包括非旋轉臺架16。X射線管18安裝在旋轉臺架20上。孔22形成CT掃描器14的檢查區域24。輻射檢測器陣列26布置在旋轉臺架20上以在X射線穿過檢查區域24後接收來自X射線管18的輻射。可替換地，檢測器陣列26可放置在非旋轉臺架16上。
核成像系統12優選包括安裝在軌道30上的正電子發射斷層攝影(PET)掃描器28。當然，也可考慮採用SPECT和其它核成像系統。軌道30平行於對象支撐臺或床32的縱軸延伸，從而使CT掃描器14和PET掃描器28形成封閉系統。提供移動裝置34，如電機和驅動器，以移動掃描器28進出該封閉位置。檢測器36設置在形成檢查區域40的孔38的周圍。在PET系統中，檢測器36優選設置成靜止的環狀，雖然也可考慮採用可旋轉頭。在SPECT系統中，檢測器36優選合併在各個頭中，其安裝成可相對於患者轉動或徑向移動。床移動裝置42，如電機或驅動器，提供床32在檢查區域24，40內的縱向運動和垂直調整。
如下面所更詳細描述的，PET掃描器28採集電子數據，該電子數據由PET重建處理器或處理過程50重建成PET團塊圖像並存儲到PET團塊圖像存儲器52內。合適的團塊重建算法在Lewitt(1990)和Lewitt(1992)中有描述。
參見圖2和3，團塊在概念上可以是每個以角頂點或者身體居中的立方體設置的身體中心點為中心的球體。該球體比角頂點52的間距大，例如，直徑等於角頂點與角頂點之間間距的2-1/2倍。在每個團塊中，灰度(或強度值)在中心處最大並以球面對稱的貝塞爾函數、高斯或其它平滑或分段平滑曲線向周邊逐漸衰減，如圖4所示。
再次參見圖1，CT掃描器14採集掃描數據，該掃描數據由CT重建處理器或處理過程56重建成3D CT體素圖像並存儲在CT圖像存儲器58內。CT數據優選重建成由3D笛卡爾坐標系定義的矩形體素。典型地，CT體素遠遠小於PET角頂點間距，例如，1-3mm對3-6mm。插值處理器或處理過程62將PET團塊圖像直接插值到CT像素空間內，即，具有與CT圖像相同的3D笛卡爾網格和體素尺寸的圖像。一旦PET和CT圖像處於同一空間，它們就易於相加或者合併。所得到的合成圖像存儲在合成圖像存儲器64內。視頻處理器66處理接收到的合成PET-CT圖像數據以在一個或多個監視器68上顯示。
繼續參見圖1，在掃描之前的某個時間，通過採用包含CT核標記72的模型70確定成像系統10的CT和PET部分之間的變換矩陣。示範性CT核標記72包括盤狀或球狀緻密CT成像材料和位於其中心的放射性同位素標記。該標記可以由玻璃填充的特氟隆或其它合適的材料構建而成，這些材料具有與模型明顯不同的CT數，從而該標記在CT掃描期間易於識別。典型地，放射性同位素標記是裝有同位素的小瓶，該同位素具有相對較長半衰期，優選大於100天，以防止頻繁更換。對於PET-CT聯合裝置，優選的同位素為具有2.6年半衰期的Na-22。然而，也可同樣採用具有較短半衰期的同位素，如Ge-68。對於PET-CT聯合裝置，用於放射性標記的同位素選自半衰期大於100天且強能量峰值在50keV和600keV之間的同位素。合適的SPECT可成像同位素實例為Go-57，Gd-153，Cd-109，Ce-139，Am-241，Cs-137和Ba-133。
帶有模型70的床32由床移動裝置42移入到檢查區域40內以由PET掃描器28生成3D圖像。PET重建處理器或處理過程50將電子數據重建成PET圖像。確定每個放射性同位素標記的質心坐標。
接下來，床移動裝置42移動床32以將模型70定位到CT掃描器檢查區域24內，在此進行CT成像。CT重建處理器56將電子數據重建成CT標記質心的3D CT圖像。利用PET和CT掃描器的已知幾何形狀和機械對準將為PET圖像計算的放射性同位素標記位置坐標平移到CT圖像空間內。確定相應標記的坐標。接下來確定變換參數或矩陣，例如線性移位量、比例、旋轉和可選擇的非線性平移，以使PET圖像和CT圖像準確對準。變換參數存儲在校準存儲器80內並由對準處理器或裝置82用於使PET和CT圖像在後續掃描的插值處理過程62中彼此對準。例如，對準裝置82可向PET團塊圖像的角頂點和中心點施加確定的變換以使該團塊圖像與CT圖像對準。
繼續參見圖1並進一步參見圖5，帶有物體的床32由床移動裝置42移動到檢查區域40內以由PET掃描器28生成3D圖像。PET重建處理器50將電子數據重建到團塊空間內。
通常，3D掃描物體的連續分布f(x，y，z)可近似為基函數Φ(x)的伸縮和移位疊加的副本的總和，基函數Φ(x)的中心設置在具有網格點p(xn，yn，zn)的網格上f(x,y,z)=n=0N-1cn(x-xn,y-yn,z-zn)...(1)]]>其中{(xn，yn，zn)，n＝0～N-1}是具有採樣間隔Δ的一組均勻分布在3D空間內的N個採樣點，cn是每個採樣點n處的圖像係數。
將球對稱體積元素團塊結合到迭代重建算法中在重建領域是公知的。通常，團塊是以球對稱、光滑鍾狀輪廓以及有限維持為特徵，這種輪廓從球心處的一徑向平滑地漸縮直至球表面處的零。球對稱基函數或團塊具有以下形式blob(x,y,z)=b(r)=b(x2+y2+z2)...(3)]]>其中r是距原點的徑向距離。
優選地，團塊或處理裝置90採用Keiser-Bessel窗口函數將電子數據重建為球體，該窗口函數在半徑a球體內具有以下形式 其中r是距團塊中心的徑向距離，Im表示第一種級數m的修正貝塞爾函數，a是維持團塊的半徑(相對於採樣間隔Δ)，α是控制團塊形狀的非負實數，例如，在徑向上的函數滑移(roll-off)，和m是控制團塊在其邊界r＝a處的平滑度的非負整數。
參數選擇裝置92選擇三個參數m、a和α，其影響插值處理過程62產生的結果。較小的α值得到較寬的團塊，而較大的α值得到具有窄峰和長尾的團塊。參數m能夠控制團塊在函數徑向極限(r＝a)處的連續性。例如，如果m等於0，團塊在邊界處不連續；並且如果m大於0，團塊是在邊界處具有(m-1)連續導數的連續函數。與在圖像重建中採用體素基函數的常規重建相比，基於團塊的重建具有更佳的對比度-噪聲折衷。
網格裝置94使PET團塊的中心移到立方體的中心。優選地，該網格是如圖2所示的體中心立方體(BCC)網格，而不是常規的體素立方體網格。簡單的立方體網格良好地適合於基於體素的重建；然而，已表明其對於基於團塊的重建不是最佳的，因此它會導致大量的計算需求。體中心立方體網格使團塊在3D空間內更加各向同性分布，並且對於相同的重建精度來說，比簡單立方體網格少需要倍的網格點。採用體中心立方體網格，網格裝置94使團塊中心p(x，y，z)之間的距離d1等於在橫向(x，y)平面內彼此之間的bccRsz(相對於採樣間隔Δ)。在軸向z方向上，網格裝置94使團塊中心p(x，y，z)之間的距離d2等於彼此之間的bccRsz/2。奇數橫向平麵團塊中心p′(x，y，z)與偶數橫向平麵團塊中心p″(x，y，z)之間移位bccRsz/2。因此，對於具有整數下標(i，j，k)的任何團塊n，團塊中心p(x，y，z)位於 znblob=(k-Nzblob/2+0.5)*bccRsz/2.0]]>其中Nxblob，Nyblob和Nzblob是團塊空間內物體的矩陣尺寸。
按照團塊格式重建的PET圖像存儲在PET圖像存儲器52內。
繼續參見圖1和5，床移動裝置42移動床32以將物體放置到CT掃描器檢查區域24內，在此拍攝CT圖像。優選地，物體被移動至CT檢查24區域內幾何和機械預測與其在PET成像區域內的成像位置相同的位置處。電子數據由CT重建處理器56重建成3D CT圖像並存儲在CT圖像存儲器62內。
插值處理器或處理過程62將PET團塊數據插值到CT體素空間內。更具體地，對準裝置62應用事先確定的變換矩陣，例如旋轉和平移，以使團塊空間與CT體素空間對準。在一個實施例中，對準裝置82向團塊網格點p(x，y，z)施加仿射變換以使團塊空間與體素空間對準。可替換地，對準裝置82可向網格裝置94內的bcc網格施加事先確定的變換，從而PET圖像存儲器內的圖像與CT圖像存儲器內的圖像對準。PET圖像空間到CT圖像空間的轉換裝置98將PET團塊圖像轉換成CT體素圖像f(x,y,z)=n=0N-1cnPETblob(x-xn,y-yn,z-zn)]]>=m=0M-1tmCTvoxel(x-xm,y-ym,z-zm)...(6)]]>其中f(x，y，z)是合成3D圖像表示，Φblob是PET團塊圖像表示，Φvoxel是CT圖像體素表示，n是PET圖像空間內的採樣點數，m是CT圖像空間內的採樣點數，ΔPET是PET圖像體素尺寸(採樣間隔)，ΔCT是CT體素尺寸，cn是在每個採樣點n處的圖像係數，tm是在每個採樣點m處的圖像係數，採樣點m取決於覆蓋CT體素v中心的團塊數。
更具體地，體素中心確定裝置100確定每個CT體素v的中心點102的位置。體素中心至團塊點的轉換裝置104將體素v投影到團塊空間內並確定對應於PET團塊域內體素中心的點v′。團塊空間內每個點的值是在該點處覆蓋給定點的全部團塊的密度值的總和。求和裝置106計算覆蓋點v′的全部重疊團塊的總和。更具體地，求和裝置106確定每個CT體素v中心m＝(i′，j′，k′)的PET圖像係數tmtm=n=0N-1cnPETblob(xm-xn,ym-yn,zm-zn)...(7)]]>xm=xoffset/PET+(i-Mxvoxel/2+0.5)*CT/PET]]>ym=yoffset/PET+(j-Myvoxel/2+0.5)*CT/PET...(8)]]>zm=zoffset/PET+(k-Mzvoxel/2+0.5)*CT/PET]]>其中Mxvoxel、Myvoxel和Mzvoxel是CT體素空間內物體的矩陣尺寸，而(xoffset，yoffset，zoffset)是CT圖像原點相對於PET圖像原點的偏差。
在一個實施例中，求和裝置106計算對應於體素v的整個面積的點的總和，不僅是體素y的中心點。當然，對應於CT體素v某些部分的團塊密度可比其它密度具有更重的權重。CT空間PET圖像存儲在體素化PET圖像存儲器108內。合併裝置110合併相同格式的PET和CT圖像並將合併圖像加載到合成圖像存儲器64內。可考慮採用各種合併方法。在一個實例中，將兩個圖像簡單求和。在另一個實例中，PET圖像顯示成彩色，而CT圖像顯示成黑白。在另一實例中，CT圖像是靜態的而PET圖像顯示成顯示放射性藥物吸收和排出的時間展開系列圖像。還考慮採用許多其它合成圖像。
通過直接將PET團塊圖像轉換成CT體素圖像空間而跳過將PET圖像轉換成PET體圖像空間的中間體素化，所得到的圖像具有更連續的輪廓、更佳的質量且需要更少的計算量。
當然，還考慮到插值處理過程62可將來自2D PET團塊空間的數據轉換成2D CT像素空間以及反之亦然。
適於將PET電子數據轉換成用於3D/2D圖像插值處理過程62的團塊的空間定位函數實例包括矩形基函數，如2D像素和3D體素，2D中的雙線性函數，2D中的三次B-仿樣函數，2D和3D中的高斯截短曲線，2D中兩個上升餘弦鐘形曲線的乘積，球對稱基函數如球對稱廣義Kaiser-Bessel基函數，扁長球面波函數等，垂直取向的正交稜錐(HOP)基函數等。適於將PET電子數據轉換成用於3D/2D圖像插值處理過程62中的團塊的空間非定位函數的實例包括空間非定位基函數，高斯基函數，正弦/餘弦波基函數如傅立葉變換，廣義Kaiser-Bessel基函數的傅立葉變換，以及小波基函數等。適於將PET電子數據轉換成用於3D/2D圖像插值處理過程62中的團塊的基函數另一實例是自然像素基函數。
本發明已參照優選實施例進行描述。顯然，在閱讀和理解前面詳細描述後，其他人可進行修改和替換。本發明應當解釋為包括全部這些修改和替換，只要它們落入所附的權利要求書及其等效表述的範圍內。
權利要求
1.一種診斷成像系統(10)，包括用於獲得對象感興趣區域的第一組電子數據的第一掃描器(28)；用於獲得對象感興趣區域的第二組電子數據的第二掃描器(14)；用於將第一組重建成非體素圖像空間內的非體素空間第一掃描器圖像表示的第一重建裝置(50)；用於將第二組重建成第二圖像空間內的第二圖像表示的第二重建裝置(56)；和用於將第一組的非體素空間第一掃描器圖像表示直接轉換到第二圖像空間的裝置(62)。
2.根據權利要求1所述的診斷成像系統，其中第一重建裝置(50)包括用於將第一電子數據組重建成團塊的團塊裝置(90)。
3.根據權利要求2所述的診斷成像系統，其中所述團塊是每個以身體居中的立方體設置的身體中心點(p)為中心的球體。
4.根據權利要求2所述的診斷成像系統，其中每個團塊具有由以下至少一個描述的密度Kaiser-Besel函數；和高斯函數。
5.根據權利要求4所述的診斷成像系統，其中所述團塊由Kaiser-Besel函數b(r)描述 其中r是距團塊中心的徑向距離，Im表示第一種級數m的修正貝塞爾函數，a是團塊維持的半徑，α是控制團塊形狀的非負實數，和m是控制團塊在其邊界r＝a處的平滑度的非負整數。
6.根據權利要求5所述的診斷成像系統，其中所述團塊裝置(90)包括用於選擇最佳參數m、a和α以控制團塊形狀的參數選擇裝置(92)。
7.根據權利要求3所述的診斷成像系統，其中第一重建裝置(50)還包括用於使團塊中心與立方體中心匹配的身體居中立方體網格裝置(94)，該團塊的尺寸設置成彼此重疊。
8.根據權利要求3所述的診斷成像系統，其中第二圖像空間是基於體素的笛卡爾網格圖像。
9.根據權利要求8所述的診斷成像系統，其中轉換裝置(62)包括用於確定體素圖像空間每個體素v的中心點(102)的裝置(100)；和用於確定身體居中立方體空間圖像表示內對應於每個確定的表示體素中心的點以定義體素空間第一掃描器圖像的裝置(104)。
10.根據權利要求9所述的診斷成像系統，其中轉換裝置(62)還包括用於計算在團塊圖像表示內覆蓋確定點的全部團塊的總和以重建合成體素圖像f(x，y，z)的裝置(106)f(x,y,z)=n=0N-1cn2blob(x-xn,y-yn,z-zn)]]>=m=0M-1tm1voxel(x-xm,y-ym,z-zm)]]>其中f(x，y，z)是合成3D圖像表示，Φblob是團塊圖像表示，Φvoxel是體素空間第一掃描器圖像表示，n是團塊圖像內的採樣點數，m是體素圖像內的採樣點數，Δ2是團塊尺寸或採樣間隔，Δ1是體素圖像空間內的體素尺寸或採樣間隔，cn是在每個採樣點n處的圖像係數，tm是在每個採樣點m處的圖像係數，採樣點m取決於覆蓋體素(v)中心的團塊數。
11.根據權利要求9所述的診斷成像系統，還包括對準裝置(82)，用於向以下的一個施加事先確定的系統變換矩陣以使團塊圖像表示與體素圖像表示彼此配準(a)在確定團塊圖像表示內對應於體素中心的點之前的體素空間第一掃描器圖像表示，(b)體素空間，和(c)非體素空間第一掃描器圖像表示。
12.根據權利要求11所述的診斷成像系統，還包括用於使體素空間第一掃描器圖像表示與第二掃描器圖像表示合併的合併裝置(110)。
13.根據權利要求1所述的診斷成像系統，其中第一和第二掃描器包括至少以下中的兩個PET、SPECT、MRI、超聲、螢光透視、CT和數字X射線。
14.一種診斷成像方法，包括獲得對象感興趣區域的第一組電子數據；獲得對象感興趣區域的第二組電子數據；將第一組重建成非體素圖像空間內的非體素空間第一掃描器圖像表示；將第二組重建成第二圖像空間內的第二圖像表示；和將第一組的非體素空間第一掃描器圖像表示直接轉換到第二圖像空間。
15.根據權利要求14所述的方法，其中每個團塊是Kaiser-Bessel函數b(r) 其中r是距團塊中心的徑向距離，Im表示第一種級數m的修正貝塞爾函數，a是團塊維持的半徑，α是控制團塊形狀的非負實數，和m是控制團塊在其邊界r＝a處的平滑度的非負整數。
16.根據權利要求15所述的方法，還包括選擇最佳參數m、a和α以控制團塊的形狀。
17.根據權利要求15所述的方法，其中轉換步驟包括確定基於體素的笛卡爾空間圖像內每個體素v的中心點；和確定身體居中立方體(bcc)空間圖像內對應於體素中心的點。
18.根據權利要求17所述的方法，其中球體內的數據以每個bcc點為中心並覆蓋至少鄰近的bcc點，並且其中轉換步驟包括計算覆蓋在團塊圖像表示內對應於體素中心的點的全部團塊的總和；和重建合成體素圖像f(x，y，z)f(x,y,z)=n=0N-1cn2blob(x-xn,y-yn,z-zn)]]>=m=0M-1tm1voxel(x-xm,y-ym,z-zm)]]>其中f(x，y，z)是合成3D圖像表示，Φblob是團塊圖像表示，Φvoxel是體素空間第一掃描器圖像表示，n是團塊圖像內的採樣點數，m是體素圖像內的採樣點數，Δ2是團塊尺寸或採樣間隔，Δ1是體素圖像空間內的體素尺寸或採樣間隔，cn是在每個採樣點n處的圖像係數，tm是在每個採樣點m處的圖像係數，採樣點m取決於覆蓋體素(v)中心的團塊數。
19.根據權利要求18所述的方法，還包括使體素空間第一掃描器圖像表示與第二掃描器圖像表示合併。
20.根據權利要求14所述的方法，其中第一和第二掃描器包括至少以下中的兩個PET、SPECT、MRI、超聲、螢光透視、CT和數字X射線。
21.一種用於執行權利要求14的方法的診斷成像系統。
22.一種多模態成像系統，包括第一掃描器，第二掃描器，編程為執行權利要求14的功能和方法的數據處理器。
全文摘要
多模態系統(10)包括核成像系統(12)和計算機斷層攝影(CT)掃描器(14)。核系統(12)包括PET掃描器(28)，該PET掃描器(28)採集由PET重建處理器(50)重建成PET團塊圖像的電子數據。CT掃描器(14)採集由CT重建處理器(56)重建成3D CT體素圖像的掃描數據。插值處理器(62)將PET團塊圖像直接插值到CT體素空間內。一旦PET和CT圖像在同一空間內，它們就會由合併裝置(110)合併。視頻處理器(66)處理接收到的合成PET－CT數據以在顯示器(68)上顯示。
文檔編號G06T3/00GK101061503SQ200580039679
公開日2007年10月24日 申請日期2005年11月4日 優先權日2004年11月19日
發明者D·加弄, W·王 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司