Pet/ct成像中基於圖像的偽影降低的製作方法

2023-10-21 04:06:47

專利名稱：Pet/ct成像中基於圖像的偽影降低的製作方法
技術領域：
本發明屬於使用組合的正電子發射斷層攝影術(PET)和計算機斷層攝影術(CT)形式的醫學成像領域。更具體地，該發明關注於在PET/CT掃描中減少基於圖像的偽影的方法。
背景技術：
在組合的正電子發射斷層攝影術和計算機斷層攝影術(PET/CT)的領域中，眾所周知的是在求解所用的衰減校正因子中常常會遇到困難。通常該求解作為數字運算在用於PET/CT的計算機中執行。在PET/CT中用於得到衰減校正因子(ACF)的典型操作如下。
首先，產生CT圖像I(X，Y，Z)以代表在X-線能量上的衰減係數。這些衰減係數源自這樣的測量其中X-線束沿直線穿過身體，探測完全穿過身體的X-線，和將所探測的X-線用於重建CT圖像。CT圖像由數據矩陣構成，其中來自矩陣中的一個要素的該數據為一個像素，其數值與該位置處的衰減係數相關。
第二，為了在PET中使用更高能的511keV放射，把CT像素值轉換為衰減值(mu map)。
最後，PET斷層攝影沿直線進行其測量，通過沿該直線的子集對mu map積分產生ACF。
誤差出現在第一步，其中CT像素值是不正確的，使得不能將它們精確地轉換成mu map像素值。迄今為止，作為PET處理的一部分該問題還未解決。具體地，該問題在將像素值轉換成衰減值的步驟中還沒有被解決。這樣，就存在解決該問題的需要。
當對人身體中的軟組織成像時，最佳的執行設計為醫用X-線CT斷層攝影。該物質僅包括最輕的化學元素，主要是氫、碳、氮和氧。在醫用X-線斷層攝影的情況下，在視野中皮質骨的存在需要二次穿過校正，以解決存在於骨中的鈣和鉀對X-線不同的吸收機制。
有時候CT圖像被患者體內的一片金屬所損壞，例如手術夾或者修復關節。這些物體在許多情況下是不透過射線的，即幾乎所有照射到它們的X-線都被金屬所吸收。在CT圖像中因此而產生的錯誤被稱為金屬偽影。為了解決金屬偽影的問題，醫學成像文獻提出了用於在存有靜止的金屬物體，即該金屬物體不受患者的呼吸或血流循環影響時，創建出改進的CT圖像的處理技術。這些方法是以在測量期間金屬移動相對很小的距離這樣的知識為基礎的。在一種處理該問題的傳統方法中，如G.H.Glover等人，「An algorithm for the reduction ofmetal clip artifacts in CT reconstructions」，Medical Physics，8(6)，799-807(Nov/Dec1981)中所論述的，使用插值方法修正X-線竇腔照相，其中用基於已知的基本上無測量誤差的竇腔照相數值的估計值來代替已知被損壞的竇腔照相數值。最近，已經提出迭代方法作為對該方法的改進。見B.De Man等人「Reduction ofmetal streak artifacts in x-ray computed tomography using a transmission maximum aposteriori algorithm」，IEEE Transactions on Nuclear Science，第47卷，第3號，977-981(2000)。
然而，已經發現當在測量期間金屬移動時，這些方法不能很好發揮作用。這樣，如果在患者胸腔中存在植入型自動心律轉復除顫器(AICD)，則關注點在於執行心臟的PET/CT研究。這些設備設計用來在如果發生潛在的威脅生命的心律失常時能恢復正常的心律。圖1說明了這種設備。
與起搏器類似，AICD在胸腔內伴隨心臟跳動一起運動。對於CT機來說，AICD設備存在比起搏器更嚴峻的困難。它包括兩個鉑絲震動線圈，直徑大約3mm，足夠大以在一些響應線路上阻礙所有或者幾乎所有的X-線。其中一個線圈定位在毗鄰右心室壁，靠近隔膜壁和左右心室的自由壁，其在心臟PET中被成像。當CT機重建帶有移動線圈的部分時，結果是出現金屬偽影，並在包圍線圈實際位置的區域伴有假的高CT數值和低CT數值。這在圖2中用箭頭說明。
至少有兩個結果。第一，CT圖像是錯誤的解剖圖像。例如，在圖2中所示的，線圈沒有顯示在正確的位置。第二，PET/CT圖像的PET部分可能包括不正確的數值。這種情況的發生是因為PET圖像得自PET排放計量的組合，和ACF得自有缺陷的CT圖像。在PET/CT之前PET的產生中並沒有注意到該問題，因為由511-keV發射源得到的ACF幾乎不受3-mm鉑線圈存在的影響。
J.F.Williamson等人的「Prospects for quantitative computed tomographyimaging in the presence of foreign metal bodies using statistical imagereconstruction」，Medical Physics 29(10)2404-18(2002)，論述了用於降低偽影的另一迭代重建方法。
A.H.R.Lonn等人的「Evaluation of method to minimize the effect of X-raycontrast in PET/CT attenuation correction」，Proceedings of the 2003 IEEE MedicalImaging Conference，M6-146(Portland，OR)，論述了用於PET/CT的簡單設定閾值的方法。
2004年4月13日授予Naidu等人的美國專利No.6,721,387公開了在CT中降低金屬偽影的方法。該』387專利的方法包括步驟A.由通過CT系統採集的輸入投影數據產生一個初步圖像；B.在該初步圖像中識別金屬物體；C.通過去除具有在最終偽影校正圖像中可能會引起物體改變這樣特徵的物體投影，由輸入投影數據中產生第二投影；D.從在步驟C中產生的第二投影數據提取在步驟B中的識別的金屬物體投影；E.通過從輸入投影數據去除步驟D中提取的金屬物體的投影來產生校正的投影；和F.通過重建在步驟E中產生的校正投影，並將在步驟B中識別的金屬物體插入到最終圖像，來產生最終圖像。

發明內容
本發明被規定用來在患者的胸腔內存有AICD的情況下減少心臟PET/CT中的偏差。由於發明簡單且牢靠，所以可將其應用於其他不能從CT圖像中準確得到ACF的情況。
在發明的一個方面，該方法規定識別CT圖像中具有大HU數值的像素，識別包圍這些像素的區域，和修改該區域內每個像素的數值。
在本發明的另一個方面，利用連續且平滑的原始HU數值的再分配函數，該方法規定修改CT圖像中具有大HU數值的像素。
在發明進一步方面，該方法規定在該區域內對每個像素數值進行所述的修改之前，識別在該區域內的每個骨像素的原始數值，並且在對該區域內的每個像素的數值進行修改後，用每個骨像素的原始數值代替每個骨像素修改過的數值。
在發明更進一步的方面，該方法規定在對區域進行所述識別後，對包圍該像素的區域進行形態膨脹以增加精度。
在本發明又一方面，該方法規定在對該區域進行形態膨脹後，對包圍該像素的區域進行腐蝕。
在本發明的進一步方面，該方法規定識別具有低於所定義閾值的HU數值的CT圖像中的接近於包圍具有大HU數值像素的區域的像素，以及將具有低於所定義閾值的HU數值的像素調整到新的數值。


結合附圖閱讀下面對發明的詳細描述，將更為清楚的理解上面提到的發明特徵，其中圖1是一個根據已有技術在患者胸腔內存有植入型自動心律轉復除顫器(AICD)的圖例；圖2是一個根據已有技術由類似於圖1所示的AICD引起的典型金屬偽影的圖例；圖3A到3D由圖形示出根據本發明的實施例前後，在應用基於圖像的偽影降低(IBAR)並帶有指示CT像素數值的譜線輪廓前後的CT圖像；和圖4是流程圖，顯示了根據本發明的實施例執行典型的基於圖像偽影降低(IBAR)的處理過程。
具體實施例方式
基於圖像偽影降低(IBAR)方法的典型實施例，用於組合的正電子發射斷層攝影術和計算機斷層攝影術(PET/CT)掃描。在PET/CT掃描的CT測量被諸如移動的金屬片等偽影損壞的情況下，本實施例是有用的。單獨降低金屬偽影的情況作為金屬偽影降低或MAR是已知的。
典型的IBAR方法在一系列CT圖像切片中修正像素值I(X，Y，Z)。圖像值用霍斯菲耳德(Hounsfield)單位(HU)來規定。適當的功能性CT設備產生圖像，其中指定水的數值為零(0HU)，指定空氣的數值為大約1000HU，及指定骨和金屬的數值大於零(0HU)。在已經使用的PET/CT處理軟體中，使用重組程序將圖像首先從512×512個像素大小的陣列減小到256×256大小，其中在512×512矩陣中每四個像素一組取平均值，並且將那些平均值放置在256×256矩陣中一個像素上。將典型的IBAR方法應用到256×256圖像族中。然而，典型的IBAR並不需要特定的矩陣大小，並且在使用時可以有或沒有如前述的重組程序的修正。
受到金屬偽影影響的許多圖像像素用高HU數值進行重建。作為條紋的集合，一組這種高像素在圖2中是很突出的。
圖4是流程圖，顯示了根據本發明的實施例執行典型的基於圖像的偽影降低(IBAR)的處理過程。在典型IBAR方法的步驟1中，識別具有大於或等於900HU的重建HU數值的所有像素。雖然數值900HU對於IBAR方法的可調整參數來說是優選數值，本領域的技術人員應該理解的是也可使用其他數值並且仍然屬於本發明的範圍內。這一程序導致了被稱為STREAK(X，Y，Z)的圖像陣列，其中等於或高於該閾值的數值被定為1，低於它的數值被定為0。STREAK(X，Y，Z)陣列通常包括表示骨的一些像素。
在步驟2中，接著創建第二圖像陣列NEAR_STREAK(X，Y，Z)。通過對STREAK(X，Y，Z)使用膨脹的形態運算創建該陣列。該圖像陣列識別出在步驟1中所識別條紋的2像素內的所有像素。雖然公開了2像素範圍，本領域的技術人員應該意識到也可使用其他數值並仍然屬於本發明的範圍內。通過下面公式這一像素範圍與膨脹核的整體寬度相關聯核_半寬＝2x核_寬度+1這還可以規定為毫米級的距離，該距離通過轉換公式轉換為像素(像素間距離)＝(mm距離)/(mm像素大小)在本發明範圍內等同於膨脹的其他方式包括，例如平滑STREAK_IMAGE(X，Y，Z)。膨脹核擴展到三維上是以構建具有近似球形的圖像體元的集合為基礎的。在本發明的一個實施例中，膨脹在三個維度上作用，使得一個圖像切片內的條紋在鄰近的切片上產生「鄰近條紋」。靠近該條紋的像素被指定為數值1；不靠近該條紋的像素被指定為數值0。
然後，在步驟3中，修改高CT圖像數值。這一程序在數學上類似於設定閾值，即，將大的像素值設定為限制值。它可由多種方式實現。典型的IBAR方法使用以下步驟。
低於閾值1的像素值不修改。IBAR方法使用參數值「閾值1＝0HU」。然而，本領域的技術人員應該能夠意識到可使用其他數值並仍然屬於本發明的範圍內。
對在閾值1和(2x閾值2-閾值1)之間的像素值使用二次插值方法。那些數值I(X，Y，Z)替代為數值 IBAR方法使用參數值「閾值2＝100HU」。然而，本領域的技術人員應該能夠意識到可使用其他數值並仍然屬於本發明的範圍內。
大於(2x閾值2-閾值1)的像素值被設為數值閾值2。在本發明的實施例中，參數閾值1和閾值2是可調整的。
作為這一再分配技術的結果，通過連續且平滑的關係式將新的像素值與原始像素值關聯起來。平滑暗示著再分配函數的導數是原始HU數值的連續函數。
該步驟還產生陣列SOFT_TISSUE(X，Y，Z)。在該陣列中，最初等於或大於閾值1的所有像素被設為1，其他像素被設為0。對該陣列進行形態膨脹，如在步驟2中一樣。雖然允許膨脹結構有其他尺寸，但是在本發明的一個實施例中，它同步驟2中的一樣。膨脹之後，用腐蝕的形態運算對其進行腐蝕，對腐蝕使用和膨脹同樣的結構。膨脹尺寸和腐蝕結構是本發明的可調參數。作為結果的陣列識別出代表軟組織或骨密度的CT圖像的那些部分，而排除了肺組織和患者以外的區域。作為一項分隔小而不規則區域的技術，膨脹和腐蝕的結合在圖像處理界是公知的。
步驟4包括負條紋的閾值設定。在未校正的CT圖像中金屬偽影有兩部分。第一部分是具有異常大的HU數值的像素組，典型地分布在延伸過圖像陣列並在圖像平面之間的條紋中。通過步驟3使用IBAR方法減少這些條紋，如上所述。第二，存在一些具有異常小的HU數值，通常位於緊鄰正條紋處。這類中的一些像素看上去像是圖2中靠近條紋的黑色區域。接下來是減少這些負條紋中最嚴重的那些。在該步驟中，其值低於閾值3，且同時位於NEAR_STREAK(X，Y，Z)具有數值1及SOFT_TISSUE(X，Y，Z)具有數值1的區域內的所有像素被值(閾值1+閾值2)/2所替代。IBAR方法使用參數值「閾值3＝-100HU」。在該步驟中，閾值3參數是可調的。
最後，在步驟5中，處理圖像以平滑修改過的CT映象。在該步驟中，不平坦的邊界在三維CT圖像中被平滑。利用在橫向面上具有3-像素延度，並且在平面之間的方向上也是3-切片延度的三維中值濾波可以將其實現。該空間上可變的中值濾波僅是其中一種用來平滑修改過的CT圖像的可能方法。其使用的核的3×3×3尺寸也是執行該典型IBAR方法所選擇的參數。通常，那些尺寸按照毫米來規定並在執行中轉換成像素和平面間距。雖然在毫米上保持核大小和測量時的大小相同，但是3D中值濾波步驟計算強度很高，並且如果圖像具有更多的像素，例如512×512則會更高。中值濾波僅被應用在SOFT_TISSUE(X，Y，Z)陣列數值為1的地方。通過僅對如上所述靠近軟組織處應用3D中值濾波器，能夠加速完成。在典型IBAR方法的其他另一個實施例中，將中值濾波器應用在被識別為軟組織的區域，接著進行膨脹，但是尚未進行腐蝕。在該步驟的結尾，以傳統方式將CT圖像用於PET/CT處理過程中。
將應用典型IBAR方法前後的CT圖像的對比，和整個金屬偽影的輪廓顯示在圖3中。圖形的數據圖解示出原始圖像中和修改圖像中的HU數值。對應的圖像顯示在下面。根據本發明實施例的修改的圖像圖3B和曲線圖3A描述了更明晰的圖像，該圖像和已有技術的圖像3C和已有技術的曲線圖3D相比在畫面上更加平滑。
將會理解的是本發明的典型方法在沒有對負條紋進行閾值設定和處理該圖像以平滑CT映象的步驟下，減少了金屬偽影。然而，這些步驟可用於提供更高質量的圖像。
本發明的典型方法進一步提供了骨像素的識別方法。在該典型方法中，骨像素的原始數值被識別並在如上所述的處理之後被取代。
從前述描述中，本領域的技術人員將會意識到已經提供了用於在PET/CT掃描中減少基於圖像的偽影的示例性方法。
雖然本發明已經通過一些實施例進行說明並且雖然所說明的實施例已經用大量的細節進行了描述，申請人的意圖並非約束或以任何方式將所附的權利要求的範圍限制到這樣的細節。另外的優點及修改對於本領域的技術人員來說是很顯然的。因此本發明在其更寬泛的方面並非限於具體的細節、代表性的裝置和方法及所顯示和描述的說明性例子。因此，在不脫離申請人發明上位概念的精神和範圍的情況下可以從這樣的細節中脫離開來。
權利要求
1.一種在把計算機斷層攝影(CT)圖像作為一部分的斷層攝影掃描中減少基於圖像的偽影的方法，所述方法包括步驟(i)識別CT圖像中具有大霍斯菲耳德單位(HU)數值的像素；(ii)識別包圍所述像素的區域；和(iii)修改所述區域內的每個像素的值。
2.權利要求1的方法，進一步包括利用連續且平滑的原始HU數值的再分配函數，對CT圖像中具有大HU數值的所述像素進行修改的步驟。
3.權利要求2的方法，其中使用所述方法在PET/CT中產生衰減校正因子。
4.權利要求3的方法，在修改所述區域內每個像素值的所述步驟之前，進一步包括識別所述區域內每個骨像素的原始數值的步驟，和在修改所述區域內每個像素值的所述步驟之後，進一步包括用每個骨像素的原始數值替代每個骨像素的每個修改過的數值的步驟。
5.權利要求1的方法，在識別區域的所述步驟之後，進一步包括為包圍所述像素的所述區域進行形態膨脹以增加精度的步驟。
6.權利要求5的方法，在對所述區域進行形態膨脹的所述步驟之後，進一步包括對包圍所述像素的所述區域進行腐蝕的步驟。
7.權利要求1的方法，其中對PET和CT的至少其中一個使用所述方法以產生衰減校正因子。
8.權利要求7的方法，進一步包括識別所述區域內每個骨像素的原始數值的步驟，和用每個骨像素的原始數值替代每個骨像素的每個修改過的數值的步驟。
9.權利要求7的方法，進一步包括利用連續且平滑的原始HU數值的再分配函數，來修改CT圖像中具有大HU數值的所述像素的步驟。
10.權利要求9的方法，進一步包括步驟(i)識別在CT圖像中的像素，該像素具有比所定義的閾值低的HU數值，並鄰近包圍具有大HU數值的所述像素的所述區域；和(ii)將具有比所定義的閾值低的HU數值的所述像素調整到一個新的數值。
11.權利要求10的方法，進一步包括利用空間濾波器來平滑從所述調整的像素中獲得的圖像的步驟。
12.權利要求11的方法，其中所述空間濾波器是三維中值濾波器。
13.權利要求1的方法，進一步包括對包圍所述像素的所述區域進行形態膨脹以增加精度的步驟。
14.權利要求13的方法，進一步包括對包圍所述像素的所述區域進行腐蝕的步驟。
15.權利要求1的方法，其中所述偽影包括一個基於金屬的偽影。
16.權利要求12的方法，其中所述三維濾波器包括在橫向面上的3像素延度。
17.權利要求12的方法，進一步包括在識別為軟組織的區域內應用所述的三維濾波器。
18.權利要求1的方法，進一步包括將像素值轉換成衰減數值的步驟。
19.權利要求18的方法，其中放射水平是大約511keV。
20.權利要求1的方法，其中所述偽影是起博器和植入型自動心律轉復除顫器的至少其中之一的結果。
全文摘要
一種在組合的正電子發射斷層攝影術和計算機斷層攝影術(PET/CT)掃描中減少基於圖像的偽影的方法。該方法包括識別在CT圖像中具有大HU數值的像素，識別包圍這些像素的區域，和修改該區域內每個像素的數值。
文檔編號A61B6/03GK1940992SQ200610099838
公開日2007年4月4日 申請日期2006年6月16日 優先權日2005年6月17日
發明者J·J·哈米爾, D·D·福爾 申請人:Cti分子成像公司