三維圖象的限帶插值法和投影的製作方法
2023-05-05 06:36:11
專利名稱：三維圖象的限帶插值法和投影的製作方法
技術領域：
本發明的領域是成象方法和成象系統。更具體地說，本發明涉及一種提高投影圖象清晰度的方法。
象人體組織之類的物質受到均勻磁場(極化場B0)的作用時，組織中的各自旋磁矩力圖沿極化場的方向排列，但在其特有的拉莫爾頻率下以不規則的次序圍繞極化場方向進動。若物質或組織受到處在X-Y平面且接近拉莫爾頻率的磁場(勵磁場B1)的作用，淨排列磁矩Mz可旋轉或「翻轉」進入x-y平面，產生橫向淨磁矩Mt。受激的自旋發射出信號，在勵磁信號B1終了時，可以收到這個信號，經過處理，形成圖象。
用這些信號產生圖象時，採用磁場梯度(Gx，Gy和Gz)。一般說來，待成象的區域要經過一系列測定周期的掃描，在掃描過程中，這些梯度按所使用的特定定域法變化。得出的成套所收到的NMR(核磁共振)信號經過數位化和處理，用諸多周知中的一種再現技術再現。
本發明將就周知的傅立葉變換(FT)成象技術進行說明。這種技術在W.A.Edelstein等人在1980年第25卷第751～756頁的《醫學和生物學中的物理學》上發表的題為「自旋捲曲NMR成象及其在人體全身成象中的應用」的文章中有介紹。這種技術在採集NMR自旋迴波或梯度回波信號之前採用變幅相位編碼磁場梯度脈衝在梯度方向上對空間信息進行相位編碼。在例如二維傅氏成象(2DFT)的應用中，空間信息通過沿一個方向加相位編碼梯度(Gy)在該方向上編碼，於是在讀出的磁場梯度(Gx)存在的情況下於與相位編碼方向正交的方向得出自旋迴波信號。回波採集過程中出現的讀出梯度在正交方向上對空間信息進行編碼。在一般2DFT脈衝串中，從掃描過程中一系列的觀察中可以看到，相位編碼梯度脈中Gy的幅度增加(ΔGy)。為產生一整套可用以再現整個圖象的NMR數據，在讀出的梯度Gx存在的情況下對NMR信號抽樣。得出的二維陣列「k空間」NMR數據經過傅立葉變換產生相應的圖象。這個方法可以通過在掃描過程中使第三梯度(Gz)通過一系列相位編碼分級加以擴充來生成三維圖象。
再現圖象的清晰度很大程度上取決於掃描過程中採集的抽樣數。舉例說，若相位編碼梯度分成256級，且若掃描過程中採集到各NMR信號的256個抽樣，則得出的k空間NMR數據含256×256個數據元。另一方面，若相位編碼的數目減少到128個，則得出的128×256象素圖象沿一個軸線縮小。由於要採集更多的抽樣就要增加掃描時間，因而大多數臨床掃描要兼顧圖象清晰度的需要和縮短掃描時間的需要。
磁共振血管造影術(MRA)利用核磁共振現象產生人體血管系統的圖象。有兩種基本技術是一般建議採用的和經過鑑定的。第一種是飛點時間(TOF)技術，由一些利用血液相對於周圍組織的運動的方法組成。最常用的方法是利用流動的血液與靜止的組織之間存在的信號飽和上的差異。流動著的血液流經受激部位時不斷因受較少激發脈衝作用的自旋而得到更新，從而飽和程度較低。結果是高信號血與低信號靜止組織之間造成了合乎要求的圖象反差。
MRA法目前已發展到將動作編碼成所採集信號的相位的程度，如美國專利Re.32,701中所公開的那樣。這就是第二種MRA技術，也叫做相位對比度(PC)法。通常，大多數PC MRA技術都得出兩個圖象，各圖象對同一速度分量的靈敏度不同。因此，血管造影圖象不是通過形成該對速度編碼圖象之間的相位差得出的就是通過形成該對速度編碼圖象之間複數差得出的。
儘管近幾年來取得了長足的進步，但MRA在許多臨床陣地仍然被視為研究工具，在臨床實踐中尚未作為常規設備使用。無論是TOF或是PC技術都因為圖象出現各種有害的人為缺陷而得不到廣泛的應用，這些缺陷不僅掩蓋了病理而且甚至在病理上產生一些假象。這些有害的其中一個影響是血管邊緣輪廓不清，尤其是小血管。邊緣輪廓的清晰度之所以受損可能是由於取部分體積平均值或由於血管邊緣相對於再現的體素(voxel)陣列的位置所致。
不能用增加抽樣次數來提高清晰度時，有兩種方法可以提高MRA血管邊緣輪廓的清晰度。第一種方法是改變圖象再現光柵的位置，使血管邊緣完全處在重現的體素內。這不難通過使所有得出的k空間數據均勻相移達到。這個解決辦法的難點在於，可能提高了某些血管邊緣輪廓的清晰度，但卻降低了其它血管輪廓的清晰度。
第二種方法是對再現圖象數據進行插值處理，使光柵間距更為細緻。例如，可以採用線性插值法和三次樣條插值法來提高圖象的質量，但這些實空間插值法並不能提高圖象的清晰度。
另一種用來提高圖象清晰度的方法在本技術領域裡叫做「填零插值法」或「辛克插值法」或「限帶插值法」。如Y.P.Du等人在1994年JMRI雜誌4733～741上發表的題為「在三維磁共振血管造影術中用填零插值法減少部分體積人為缺陷」的文章中所述的那樣，填零插值法通常是在對k空間數據值進行傅立葉變換之前給該數據值加多個零進行的。例如，對血管進行三維磁共振造影時，在所有三個空間頻率方向上給各k空間值附加多個零。接著，對擴大得多的k空間數據陣列進行傅立葉逆變換從而產生相應擴大了的圖象數據陣列。在此擴大了的圖象陣列中，視場沒有變，但繪製個別結構所需用的象素的數目增加了。用這種方法，大大提高了血管造影的連續性和可見度，尤其是小血管。
在市面出售的MRI系統中進行填零插值有困難。k空間數據集的大小沿其各自的維度增加一倍以上。對三維血管造影數據集來說，這意味著k空間數據和圖象的存儲量增加7倍以上。這既提高了造價又難以存檔、聯網和顯示。此外，k空間數據陣列增加了，用現行陣列處理硬體進行傅立葉變換的時間就長得多了。
然而，還有另一種T.O.Cooper等人的1996年四月/五月號的ISMRM學報第3卷中發表的題為「用斜截辛克插值法提高磁共振血管造影術的血管邊緣輪廓清晰度」的文章中所述的方法。文中提出了在空間領域插值時採用斜截辛克函數。為使計算量保持在合理的範圍內，這種方法犧牲了插值準確度。
本發明提出了提高圖象質量特別是用諸如MRI(磁共振成象)和CT(計算機體層攝影)系統之類的醫學成象設備獲取的限帶數據產生的圖象質量的一種方法。這種方法應用到三維圖象數據投影到二維投影圖象平面產生的MRA圖象時，圖象質量的提高引人注目。更具體地說，本發明的方法包括下列步驟將再現圖象陣列的有關部位劃分成多個分體；通過變換分體中的圖象數據對各分體進行插值；對變換出的分體進行填零；對填過零的分體進行逆變換從而產生經插值的分體；再將插值分體結合起來形成插值圖象。
本發明總的目的是提高圖象的清晰度。圖象清晰度的提高是用一種精確、處理時間無需過長、存儲器無需過多而且無需採用特殊硬體的插值法。處理時間的縮短是通過採用插值變換法達到的，存儲器數量的減少和處理時間的縮短則是通過將圖象數據作為更小的分體進行劃分和插值達到的。通過採用本來就象更為通用的傅立葉變換一樣非周期性的且不需要任何複數的餘弦變換，方便了對各分體的插值。
本發明的另一個目的是提高三維圖象數據投影產生的MRA圖象的質量。這裡，不是將整個插值三維數據投影，而是將各插值分體分開投影。接著將分開投影的插值分體結合起來形成最後的插值圖象。
但本發明還有另外一個目的，即提供一種實時放大所選取的三維圖象數據投影產生的圖象部分的方法。先是由操作人員選取投影圖象的某一部位，並選取三維圖象數據的相應部分。接著，對所選取的三維圖象數據進行變換、填零和逆變換處理將其加以放大，再將經放大的三維圖象數據投影，產生所選部位的放大圖象。
圖1是採用本發明的MRI系統的方框圖。
圖2是本發明最佳實施例說明圖1的MRI系統執行程序的流程圖。
圖3是圖2所示程序產生的數據結構的示意圖。
雖然本發明可用以提高從任何形式獲取的帶限數據集產生的圖象的質量，但在本最佳實施例中，採用的是磁共振成象系統的形式。
首先參看圖1，圖中示出了採用本發明的較佳MRI系統的各主要組成部分。系統的操作是從上面裝有鍵盤和控制板102和顯示器104的操作控制臺100控制的。控制臺100通過鏈路116與分立的計算機系統107聯絡，從而使操作人員可以控制圖象在屏幕104上的形成和顯示。計算機系統107的多個模件通過底板彼此聯繫。這些模件包括圖象處理模件106、CPU模件108和存儲模件113，在本技術領域中叫做幀緩衝區，供存儲圖象數據陣列用。計算機系統107與供存儲圖象數據和程序的磁碟存儲器111及磁帶驅動器連接，且通過高速串行鏈路115與分立的系統控制器122聯繫。
系統控制器122的一套模件由底板連接在一起。這些模件包括CPU模件119和脈衝發生器模件121，模件121通過串行鏈路125與操作控制臺100連接。系統控制器122即通過鏈路125接收來自操作人員表示掃描進行的順序的指令。脈衝發生器模件121控制著系統各組成部分進行所要求的掃描順序，產生的數據表示應產生的射頻脈衝的時間、強度和形狀和數據採集窗口的時間和長度。脈衝發生器模件121接一組梯度放大器127，表示掃描過程中應產生的梯度脈衝的時間和形狀。脈衝發生器模件121還接收來自生理數據採集控制器129的病人數據，控制器129則接收來自一系列不同的與病人連接的傳感器的信號，例如來自各電極的ECG(心電圖)信號或來自感壓箱的呼吸信號。最後，脈衝發生器組件121接掃描室接口電路133，電路133接收來自各種與病人的情況和磁系統有關的傳感器的信號。病人定位系統134也通過掃描室接口電路133接收將病人移到適宜掃描的合適位置的指令。
脈衝發生器模件121產生的梯度波形加到由Gx、Gy和Gz放大器組成的梯度放大器系統127上。各梯度放大器激發組件139中相應的梯度線圖，以產生對獲取的信號進行位置編碼用的磁場梯度。梯度線圈組件139形成磁組件141的一部分，磁組件141包括極化磁鐵140和整體射頻線圈152。系統控制器122中的收發信模件150產生的脈衝經射頻放大器151放大後由收/發信開關154耦合到射頻線圈152上。得出的信號經病人體中受激的核體輻射出去之後由同一射頻線圈152檢測，並通過收/發信開關154耦合到前置放大器153上。經放大的NMR信號在收發信機150的收信部分中經過解調、濾波和數位化。收/發信開關154由來自脈衝發生器模件121的信號控制，使其在發信狀態期間將射頻放大器151連接到線圈152，在收信狀態期間接前置放大器153。收/發信開關154還使發信或收信狀態下可以使用分立射頻線圈(例如，頭部線圈或表面線圈)。
NMR信號由射頻線圈152檢起後由收發信模件150進行數位化，再傳送給系統控制器122中的存儲模件160。掃描完畢且整個數據陣列已採集在存儲模件160中時，陣列處理器161工作，將數據傅立葉轉換成圖象數據陣列。此圖象數據通過串行鏈路傳送給計算機系統107，在那裡存入磁碟存儲器111中。根據自操作臺100收到的指令，此圖象數據可保存在磁帶驅動器112上或由圖象處理器106進一步處理再傳送給操作控制臺100顯示在顯示器104。
至於收發信機150更詳細的說明，可參看美國專利4,952,877和4,392,736，這裡也把該兩個美國專利包括進來以供參考。
雖然本發明可用以提高圖1的MRI系統產生的任何圖象的質量，但本發明特別適用於三維MRA圖象陣列產生的二維投影圖象。圖3中的200示出了這類MRA數據集。雖然MRA數據陣列200可以採用一系列不同的脈衝序列採集，但在最佳實施例中採用了快速三維射頻相位突變梯度復原回波脈衝序列。採用了可在以SIGNA商標連同5.5級修訂本的系統軟體一起出售的通用電氣公司的1.5泰斯拉磁共振掃描儀上獲取的脈衝序列「3dfgre」。三維MRA數據陣列200的大小取決於所進行的具體檢測情況，但在最佳實施例中，該陣列的數值為x＝256×y＝256×z＝60。在一般的MRA操作中，將此三維MRA圖象陣列200投影到解析度為例如256×256象素的二維圖象陣列上。投影角度由操作人員選取。現在說明本發明如何可以從這同一個三維圖象陣列200產生解析度為例如1024×1024象素的二維投影圖象。
仍然參看圖3。本發明最佳實施例的第一步是將三維MRA圖象陣列200劃分成多個分體。這些分體的其中一個分體在202處表示，可例如含有30×30×30體素的數據。這個分體200的體積通過從四周圍的部位加入許多邊界體素加以擴大，如虛線204所示。二個附加的體素是沿各邊界加上的，從而得出32×32×32個體素的邊界分體204。
如下面即將更詳細說明的那樣，插值處理是分別對各分體202進行的，再在插值完畢後將經插值的各分體結合起來形成插值圖象。這種策略使插值由於處理的數據較小而可以進行得更快些，而且它需要的存儲空間比現行必須將整個插值數據在任何給定時間內裝好的方法小。
仍然參看圖3。各邊界分體204是通過先用離散餘弦變換(「DCT」)206將其變換進行插值的。這使經變換分體數據集208的大小不變，而且由於DCT不產生複數，因而無需將存儲它所需要的存儲空間加倍。圖象f的這種多維DCT變換F可用下式表示F(n1,n2,n3)=k1=0N1-1k2=0N2-1k3=0N3-1f(k1,k2,k3)x---(1)]]>cos[(2k1+1)n12N1]xcos[(2k2+1)n22N2]xcos[(2k3+1)n32N3]]]>其中，x表示乘號，N1、N2、N3分別表示各三維中的體素的數目。
這個DCT變換可在軟體中進行，或者採用Anil K.Jain在1989年Prentice-Hall出版社出版的《數字處理基礎》一書第152～153頁上所述的現行傅立葉變換硬體，此外還可以採用工業標準「JPEG」圖象壓縮硬體進行DCT變換。
接著對各經變換的分體208如210所示進行填零以擴大其體積。得出的填零分體212由經多個填零擴大的線條214表示的經變換的分體數據組成。理論上，分體可通過填零在各維度任意擴大以提高解析度。但實際上發現，這種解析度提高帶來的好處沒有分體208的體積擴大4倍以上時需要增加處理次數和存儲器數重要。擴大範圍最好在2～4倍的範圍。
填零程序之後，對填過零的分體212進行逆變換，如216所示。這樣就產生了體積與分體212相同的插值分體218(例如其在各維的尺寸為原尺寸的4倍)。變換216是逆DCT變換，可用下式表示f(k1,k2,k3)=8N1N2N3*n1=0N1-1*n2=0N2-1*n3=0N3-1F(n1,n2,n3)x]]>cos[(2k1+1)n12N1]xcos[(2k2+1)n22N2]xcos[(2k3+1)n32N3]---(2)]]>其中，*表n1＝0，n2＝0，n3＝0的各項前面有個係數
和DCT變換的情況一樣，逆DCT變換可用軟體、FFT(快速傅立葉變換)硬體或JPEG圖象壓縮硬體進行。
變換處理的最後一道程序是將經過插值的各分體218結合起來形成完整的插值圖象。這一道工序有多種作法，但首先要除去部位外虛線220表示的邊界數據。最常用的投影法是將相應分體224來的光線通過三維插值分體220投影成投影圖象222，並選取其中數值最大的數據點。為各光線選取的值用以控制其在投影圖象分體224中相應象素的亮度。這種方法在本技術領域中叫做「最大強度投影法」。此外，還可以採用其它投影法，例如「平均強度投影法」。
特別參看圖1和圖2。本發明一部分是藉助於所存儲的在計算機系統107中執行的插值程序實現的。三維MRA圖象數據集200如上述那樣採集後存入存儲器113中。接著，執行圖2流程圖所示的程序貫徹上述方法以產生插值投影圖象在顯示器104上觀看。
特別參看圖2。插值程序從讀取三維MRA圖象數據開始，輸入控制插值法的各參數，如程序方框250所示。這些參數包括有關體積的坐標、各分體的尺寸、插值係數、各分體周圍重疊邊界尺寸的大小和要求的投影角。在最佳實施例中，採用系統設定的插值係數4，系統設定的重疊部位則為沿各分體尺寸的兩個體素。如程序方框252所示，接著對貫徹本方法所需的數據結構進行初始化。
接下去，進入一個環路，在環路中分別對各分體進行插值。更具體地說，在程序方框254選取下一個待插值的分體，在程序256用上面在(1)式中表示的DCT變換進行變換。接著在程序258給經變換各分體周圍的數據點填零，提供所要求的插值係數，再在260對經填零的分體進行逆DCT變換。接著在262將得出的插值分體周圍的邊界體積置零，再以所要求的投影角投射三維插值分體，如程序方框264所示。系統返回去反覆循環，按這種方式處理各個經鑑定的分體，最後的分體處理完畢時，程序按判定方框266所確定的那樣結束。
本發明也可應用在只有一個分體如上述那樣處理的應用場合。舉例說，用本發明可以幾乎是實時地放大從三維圖象數據集預選出的小分體。在此情況下，三維圖象數據集經過投影形成二維投影圖象，操作人員在整個待放大的部位移動光標。這樣就鑑別出三維圖象數據集中相應的分體，再用上述變換、填零、逆變換的方法加以放大。得出的放大三維分體較小，可以很快地放大以產生幾乎是實時更新的投影圖象。
權利要求
1.一種提高圖象數據集形成的圖象的清晰度的方法，其特徵在於，它包括下列步驟將圖象數據集分成多個分體；通過下列步驟對各分體進行插值a)對分體進行變換；b)填零以擴大經變換的分體；和c)對經填零的分體進行逆變換；然後將經插值的分體結合起來，形成插值圖象數據集，並從該數據集產生輸出圖象。
2.如權利要求1所述的方法，其特徵在於，變換為離散餘弦變換。
3.如權利要求1所述的方法，其特徵在於，圖象數據集為三維圖象數據集，輸出圖象為投影各插值分體產生的二維圖象。
4.如權利要求3所述的方法，其特徵在於，三維圖象數據集為三維MRA圖象數據集。
5.如權利要求3所述的方法，其特徵在於，各插值分體分別投影在二維圖象上。
6.如權利要求3所述的方法，其特徵在於，各分體含邊界數據，且在產生所述輸出圖象之前除去各插值分體中相應的插值邊界數據。
7.一种放大從三維圖象數據集產生的投影圖象的一部分的方法，其特徵在於，它包括下列步驟a)選取投影圖象的某部位；b)變換三維圖象數據集中對應於所選部位的分體；c)填零以擴大經變換的分體；d)逆變換經填零的分體以形成放大分體；和e)將經放大的分體投影以產生所選部位的放大圖象。
全文摘要
限帶三維圖象數據集在投影到二維圖象平面之前先經過插值處理從而達到提高圖象清晰度的目的。三維MRA圖象數據先劃成多個分體,分別進行插值處理後投影到二維圖象平面上。用離散餘弦變換(DCT)進行插值處理,填零以擴大經變換的分體,並對經過填零的分體進行逆變換。
文檔編號G06T3/40GK1175044SQ9711736
公開日1998年3月4日 申請日期1997年8月7日 優先權日1996年8月7日
發明者G·B·阿維納什 申請人:通用電氣公司