專利名稱：用于心臟ct成像的帶狀偽像降低的制作方法
用于心臟CT成像的帶狀偽像降低
本發(fā)明涉及一種診斷成像技術(shù)。其被特別應(yīng)用在對(duì)對(duì)象的心臟計(jì) 算機(jī)斷層攝影術(shù)中，并將特別參考其進(jìn)行描述。然而，其也可被應(yīng)用 于其他類型的計(jì)算機(jī)斷層攝影術(shù)成像、單光子發(fā)射計(jì)算機(jī)斷層攝影術(shù) (SPECT)、正電子發(fā)射斷層攝影術(shù)(PET)、三維X射線成像等等。
通常，計(jì)算機(jī)斷層成像系統(tǒng)包括X射線源和圍繞待檢查對(duì)象旋轉(zhuǎn) 的X射線檢測器。從多個(gè)方向，該對(duì)象被來自X射線源的X射線束照 射。該X射線檢測器接收從各個(gè)方向穿過該對(duì)象的X輻射并形成待討 論方向的衰減概圖(attenuation profile)。由于在沿著待討論的方向上穿 過該對(duì)象的X射線的路徑上對(duì)X射線的吸收和散射的原因，該衰減概 圖代表了對(duì)象中入射的X射線的衰減。
使用相位選擇算法來重建螺旋心臟錐形束圖像。典型地，心臟的 特定相位被選擇用于產(chǎn)生心臟圖像。只有在時(shí)間上接近于所選擇的相 位一也就是在時(shí)間上對(duì)應(yīng)于相同心臟相位的點(diǎn)，但是在不同的心臟周 期中一所獲取的數(shù)據(jù)才被同時(shí)使用在多切片重建過程中。根據(jù)掃描的 參數(shù)，病人的心率及其可變性、心電門控窗的寬度和位置，可變數(shù)量 的周期被用于每個(gè)體素的重建。典型的，這些體素根據(jù)穿過給定體素 (即照射窗)的整個(gè)心臟周期的所有可用射線重建。
CT圖像的質(zhì)量經(jīng)常被帶狀偽像所降低，帶狀偽像是因?yàn)槭褂脕碜?接近不同心臟周期的相位點(diǎn)附近的投射來重建在空間上互相接近而又 具有不同的軸位置或Z坐標(biāo)的體素而導(dǎo)致的。在不同Z坐標(biāo)的體素可 以在不同組的心臟周期或照射窗(illumination window)上被照射。是 使用在一個(gè)照射窗上所獲取的數(shù)據(jù)來重建第一體素，而使用在不同的 照射窗中所獲取的數(shù)據(jù)來重建第二體素。心臟周期的數(shù)量在不同的照 射窗中是變化的。這就導(dǎo)致了為這兩個(gè)體素所計(jì)算的CT數(shù)量之間的不 一致。
沿著Z方向延伸的視圖，比如矢狀或冠狀視圖，可具有條紋和偽 像，其可歸咎于多種原因，比如非周期心臟運(yùn)動(dòng)、每個(gè)心臟周期內(nèi)相 位點(diǎn)的不規(guī)律確定、貢獻(xiàn)于各種體素的不同數(shù)量心臟周期等等。
因此需要一種技術(shù)，其能夠抑制心臟錐形束成像中的帶狀偽像， 其與校正帶狀偽像源無關(guān)。本發(fā)明提出一種方法和裝置，其克服了前 述局限和其他問題。
根據(jù)本申請(qǐng)的一個(gè)方面，揭露了一種用于在預(yù)先選定的相位點(diǎn)成 像的診斷成像系統(tǒng)，該預(yù)先選定的相位點(diǎn)出現(xiàn)在對(duì)象在檢查區(qū)域中移 動(dòng)時(shí)的一個(gè)或多個(gè)連續(xù)心臟周期中。照射窗在圍繞地相鄰于預(yù)先選定 的相位點(diǎn)的相位點(diǎn)窗中照射對(duì)象的每個(gè)重建的體素。時(shí)間窗確定處理 器或算法確定時(shí)間窗，其包括連續(xù)心臟周期中整數(shù)數(shù)量的相位點(diǎn)，其 中相位點(diǎn)窗被整體包括在該照射窗中并且根據(jù)所確定的時(shí)間窗加權(quán)概 圖來截取該照射窗。Z區(qū)域分割處理器或算法沿著相對(duì)于體素Z坐標(biāo) 的軸方向確定時(shí)間加權(quán)概圖的第一和第二區(qū)域，該第一和第二區(qū)域互 相交替。加權(quán)處理器應(yīng)用規(guī)一化的權(quán)重到對(duì)位于時(shí)間窗的第一和第二 區(qū)域內(nèi)重建體素的讀數(shù)。反向投射處理器或算法將該加權(quán)的讀數(shù)三維 地反向投射為體積圖像呈現(xiàn)。
根據(jù)本申請(qǐng)的另一方面，揭露了一種成像方法。對(duì)象的每個(gè)重建 體素在圍繞地相鄰于預(yù)先選定的相位點(diǎn)的相位點(diǎn)窗中被照射，每個(gè)相 位點(diǎn)出現(xiàn)在當(dāng)對(duì)象在檢查區(qū)域中移動(dòng)時(shí)的一個(gè)或多個(gè)連續(xù)心臟周期 中。時(shí)間窗被確定，其包括整數(shù)數(shù)量的連續(xù)心臟周期，其中相位點(diǎn)窗 被整體包括在照射窗中。照射窗根據(jù)所確定的時(shí)間窗而被截取。沿著 軸方向的時(shí)間窗中的第一和第二區(qū)域被確定，該第一和第二區(qū)域互相 交替。對(duì)位于時(shí)間窗中第一和第二區(qū)域內(nèi)重建體素的讀數(shù)被加權(quán)。加 權(quán)的讀數(shù)被三維地反向投射為體積圖像呈現(xiàn)。
本申請(qǐng)的一個(gè)優(yōu)勢在于減少了帶狀偽像。
另一個(gè)優(yōu)勢在于避免了確定帶狀偽像源的技術(shù)。
另一個(gè)優(yōu)勢在于根據(jù)心臟的和其他的門控成像技術(shù)的改善圖像。
多種額外的優(yōu)勢和好處將通過閱讀以下對(duì)優(yōu)選實(shí)施例的詳細(xì)描述
而對(duì)本領(lǐng)域普通技術(shù)人員變得明顯。
本發(fā)明可以采用多種組件和組件排列的形式，以及多種過程操作 和過程操作排列的形式。附圖僅用于說明優(yōu)選實(shí)施例，而并不構(gòu)成對(duì) 本發(fā)明的限定。


圖1概略地顯示了計(jì)算機(jī)斷層攝影成像系統(tǒng)；
圖2概略地顯示了與體素?zé)o關(guān)的加權(quán)概圖；以及
圖3概略地顯示了一部分Z間隔，其被分成交替的加權(quán)概圖區(qū)域。
參考圖1，成像系統(tǒng)10包括計(jì)算機(jī)斷層攝影掃描儀12，該掃描儀 12具有產(chǎn)生輻射束的輻射源14，該輻射束優(yōu)選地為錐形或楔形束，指 向檢查區(qū)域16。輻射束在其穿過暴露在檢查區(qū)域16中的成像對(duì)象的感 興趣區(qū)域時(shí)相互作用并被部分吸收，也就在其經(jīng)過檢查區(qū)域時(shí)產(chǎn)生了 空間上的變化吸收。優(yōu)選為二維檢測器的輻射檢測器18檢測在經(jīng)過檢 查區(qū)域16之后吸收衰減的輻射。源14和檢測器18的每個(gè)輻射檢測元 件之間的路徑被指示為射線。
優(yōu)選地，輻射源14產(chǎn)生X射線的錐形束。輻射源14和檢測器18 優(yōu)選地以相對(duì)的方式被安裝在旋轉(zhuǎn)托臺(tái)20上以使得檢測器18連續(xù)地 接收到來自輻射源14的X射線。隨著輻射源14和檢測器18圍繞旋轉(zhuǎn) 托臺(tái)20上的檢查區(qū)域16連續(xù)旋轉(zhuǎn)，視圖通過多個(gè)旋轉(zhuǎn)而獲得。每個(gè) 視圖或數(shù)據(jù)的二維陣列代表通過檢測器18的檢測元件同時(shí)采樣而采集 的其頂點(diǎn)在源14的錐束射線。在螺旋錐形束計(jì)算機(jī)斷層攝影術(shù)中，對(duì) 象支撐或平臺(tái)26通過馬達(dá)驅(qū)動(dòng)器28在軸向或Z方向線性移動(dòng)。
可選地，錐形束計(jì)算機(jī)斷層攝影投射數(shù)據(jù)通過(i)對(duì)象支撐26在 每個(gè)軸向掃描過程中靜止并在軸向掃描之間線性步進(jìn)的多個(gè)旋轉(zhuǎn)或 (ii)對(duì)象支撐連續(xù)移動(dòng)以定義螺旋軌道的多個(gè)旋轉(zhuǎn)而獲得。輻射檢測 器18的檢測元件的輸出被轉(zhuǎn)換為電獲取的積分衰減投射數(shù)值pd。，該 數(shù)值被存儲(chǔ)在數(shù)據(jù)存儲(chǔ)器30中。每個(gè)投射數(shù)據(jù)對(duì)應(yīng)于沿著從輻射源14 到檢測器18的相應(yīng)檢測元件的衰減的線積分。
對(duì)于典型的錐形束幾何學(xué)，線積分指數(shù)通常對(duì)應(yīng)于用來測量讀數(shù)的檢測器元件。然而，所希望的是線積分指數(shù)缺少與檢測器元件數(shù)量 的直接對(duì)應(yīng)。這種直接對(duì)應(yīng)的缺少例如可從重組投射之間的內(nèi)插而得到。
對(duì)于多切片掃描儀中源聚焦的采集幾何結(jié)構(gòu)，衰減線積分的讀數(shù)
或存儲(chǔ)在數(shù)據(jù)存儲(chǔ)器30中的投射數(shù)據(jù)組的投射可被參數(shù)化為P(a,(3,n)， 其中a是由旋轉(zhuǎn)托臺(tái)20的位置確定的輻射源14的源角度，p是扇形內(nèi) 部的角度(pe[-0V2,O/2]其中①是扇形角)，而n是檢測器行數(shù)。
心臟監(jiān)視器32監(jiān)視病人的心臟周期并檢測通常與每個(gè)周期(即在 每個(gè)R-R間隔中)的R波相關(guān)的相位點(diǎn)34。相位點(diǎn)34的位置由醫(yī)師 根據(jù)心臟的運(yùn)動(dòng)特性和所需的診斷信息來選擇。分類裝置38將衰減數(shù) 據(jù)分類到在每個(gè)所選擇的心臟相位期間所采集的數(shù)據(jù)組中，即心臟相 位特定數(shù)據(jù)組中。重組處理器40將從錐形束到平行束幾何結(jié)構(gòu)的心臟 相位特定數(shù)據(jù)重組到一組平行視圖中。平行視圖被投射到軸平面，即 垂直于旋轉(zhuǎn)軸的平面中。每個(gè)視圖包括等距的71線，其中7!線被定義 為包含在軸平面內(nèi)的線積分，與掃描FOV交叉并由正則坐標(biāo)0 ,/來表 征，其中(^是傳播的角度e[0,兀)，而/是與等角點(diǎn)的距離。特別對(duì)于由 短時(shí)間窗定義的心臟相位，用于一個(gè)心臟相位的數(shù)據(jù)對(duì)應(yīng)于在多個(gè)旋 轉(zhuǎn)和心臟周期的每一個(gè)中的短弧段(short arc segments)期間所采集的 數(shù)據(jù)。單個(gè)數(shù)據(jù)的弧段非常小以致于不能成為完整的數(shù)據(jù)組。為了產(chǎn) 生完整的數(shù)據(jù)組，數(shù)據(jù)在多個(gè)心臟周期期間被采集，并且如果必要的 話，還需要被內(nèi)插。心臟相位特定數(shù)據(jù)組被存儲(chǔ)在相應(yīng)的相位存儲(chǔ)器42 中。
重建處理器44處理視圖數(shù)據(jù)，將其從用于每個(gè)選擇的心臟相位的 數(shù)據(jù)處理為相應(yīng)的三維圖像，其被存儲(chǔ)在圖像存儲(chǔ)器46中。在一種重 建技術(shù)中，每個(gè)平行投射中的讀數(shù)被濾波器48濾波。巻積器50執(zhí)行 使用諸如1維Jacobmn核的斜坡巻積核的一維巻積。該巻積是沿著平 行的一組讀數(shù)來執(zhí)行的。數(shù)據(jù)被逐角地巻積以完成2D數(shù)據(jù)組，覆蓋e e[0,7l)的角度范圍?？赡苄枰獙?duì)整個(gè)數(shù)據(jù)集進(jìn)行內(nèi)插。反向投射處理器 52執(zhí)行巻積數(shù)據(jù)的歸一化的加權(quán)反向投射為3D圖像呈現(xiàn)，如在下面 詳細(xì)描述的。視頻處理器54處理圖像存儲(chǔ)器46的一些或全部內(nèi)容以創(chuàng)建人類可視的圖像呈現(xiàn)，比如三維渲染、選擇的圖像切片、最大密
度投射、CINE動(dòng)畫等。人類可視的圖像呈現(xiàn)被顯示在用戶接口 58的 顯示器56上，該用戶接口 58優(yōu)選地為個(gè)人計(jì)算機(jī)、工作站、筆記本 電腦等?？蛇x地，圖像存儲(chǔ)器46的所選擇內(nèi)容可被打印在紙上、存儲(chǔ) 在非易失性電子或磁存儲(chǔ)介質(zhì)中、通過局域網(wǎng)或因特網(wǎng)進(jìn)行發(fā)送或通 過其他方式處理。優(yōu)選地，放射科醫(yī)師或其他操作員經(jīng)由輸入裝置60 控制計(jì)算機(jī)斷層攝影成像掃描儀12以編程掃描控制器62來建立成像 進(jìn)程、修改成像進(jìn)程、執(zhí)行成像進(jìn)程、監(jiān)視成像進(jìn)程或者操作掃描儀12。
繼續(xù)參考圖1并進(jìn)一步參考圖2，時(shí)間加權(quán)概圖處理器或算法64 計(jì)算與體素?zé)o關(guān)且依賴于投射的時(shí)間加權(quán)概圖66，該概圖66由相位點(diǎn) 窗的副本組成，即由在預(yù)先指定的相位點(diǎn)34處、每個(gè)心臟周期中央的
函數(shù)w'(c)組成
<formula>complex formula see original document page 11</formula>，其中
A是峰值為1的三角函數(shù)；
c是讀數(shù)與最接近于該讀數(shù)的相位點(diǎn)之間的時(shí)間位移；而S是為該 重建作出貢獻(xiàn)的相位點(diǎn)窗的一半寬度。
通過尋找用于允許完整數(shù)據(jù)組的S的最小寬度來獲取最佳解析度 (resolution)。相位點(diǎn)窗使用一個(gè)寬度來被計(jì)算，該寬度提供了用于所 有體素的重建的足夠數(shù)據(jù)。
繼續(xù)參考圖1并進(jìn)一步參考圖3， Z區(qū)域分離或加權(quán)函數(shù)確定裝置 或處理器或算法68將Z概圖70分離為軸向Z上的交替的第一和第二 區(qū)域或固定權(quán)重和變化權(quán)重區(qū)域72、 74。每兩個(gè)相鄰的第一和第二區(qū) 域72、 74的軸向長度L,被定義為 <formula>complex formula see original document page 11</formula>，其中
v是平臺(tái)的速率；
RR是從病人的ECG中提取的心臟周期。
第二區(qū)域74每個(gè)都被定義為圍繞相應(yīng)的相位點(diǎn)34。在一個(gè)實(shí)施例
中，由垂直線表示的每個(gè)相位點(diǎn)34基本上位于相關(guān)第二區(qū)域74的中
心。第二區(qū)域74的軸向長度L2被定義為 <formula>complex formula see original document page 11</formula>，其中
L2是第二區(qū)域的長度； V是平臺(tái)的速率；
RR是從病人的ECG中提取的心臟周期；以及
y是定義了在心臟周期時(shí)間內(nèi)第二區(qū)域的長度的參數(shù)。
如上面所述的那樣被選擇的參數(shù)a設(shè)定了參數(shù)y的最小值<formula>complex formula see original document page 12</formula> ，其中
WWmin,是來自照射所有重建體素的一組窗的最小照射窗寬度； RT是托臺(tái)旋轉(zhuǎn)時(shí)間；以及 RRmax是掃描期間的最大心臟周期。
繼續(xù)參考圖1和3并再次參考圖2，時(shí)間窗確定算法或處理器88
為每個(gè)相應(yīng)的重建體素A、 B、 C……確定時(shí)間窗90。更具體地，時(shí)間
窗90被選擇為在重建中僅包括從整數(shù)數(shù)量N個(gè)連續(xù)相位點(diǎn)34的相位
點(diǎn)窗92中獲取的投射，該整數(shù)數(shù)量N個(gè)連續(xù)相位點(diǎn)34已經(jīng)被完全包
括在給定體素的照射窗94中。沒有被完全包括在給定體素的照射窗94
中的相位點(diǎn)窗被所示的線96截取。圍繞每個(gè)相位點(diǎn)34的窄相位點(diǎn)窗
提供了更好的解析度，但是較低數(shù)量的數(shù)據(jù)點(diǎn)折衷了圖像質(zhì)量重建。
連續(xù)相位點(diǎn)34的數(shù)量N被如下確定 <formula>complex formula see original document page 12</formula>， 其中
WWmin是來自照射所有重建體素的一組窗的最小照射窗寬度； RT是托臺(tái)旋轉(zhuǎn)時(shí)間；
RRmax是掃描期間的最大心臟周期；以及
a是預(yù)先選擇的參數(shù)并且假設(shè)典型值為0.3-0.5。
在圖3的例子中，連續(xù)相位點(diǎn)34的數(shù)量N等于2，例如照射窗94 被截取為兩個(gè)相位點(diǎn)窗。通過這種方式，代表運(yùn)動(dòng)范圍的照射窗94被 對(duì)應(yīng)于精確數(shù)量的心臟周期的固定時(shí)間窗90所取代，其中第一區(qū)域72 中的每個(gè)相關(guān)體素通過該運(yùn)動(dòng)范圍接收輻射。對(duì)時(shí)間照射窗90的任意 一側(cè)的時(shí)間加權(quán)概圖被截取。
加權(quán)處理器100將變化的權(quán)重平滑地應(yīng)用到與Z坐標(biāo)相關(guān)的所有 體素。更具體地，固定加權(quán)或時(shí)間窗處理器或算法102對(duì)于位于第一 區(qū)域72中的體素(比如體素A、 C)計(jì)算歸一化的反向投射權(quán)重。固
定加權(quán)處理器102選擇歸為依賴于體素的時(shí)間窗90的時(shí)間加權(quán)概圖66 的一段。所選擇的段被歸一化以使得給定用于被折疊(folded)到相同 ee[o,兀)的所有投射的權(quán)重之和等于1。為每個(gè)讀數(shù)給出的總歸一化權(quán) 重為W=W'(c)
變化權(quán)重處理器110將平滑改變的加權(quán)應(yīng)用到位于每個(gè)第二區(qū)域74 中的所有體素，比如體素B。應(yīng)用于第二區(qū)域74中體素B的歸一化反 向投射加權(quán)由相鄰第一區(qū)域72的歸一化加權(quán)概圖之間的線性內(nèi)插來計(jì) 算。內(nèi)插的權(quán)重根據(jù)體素B的Z坐標(biāo)和第二區(qū)域74與相鄰的相應(yīng)前端 和尾端第一區(qū)域116、 118的第一和第二邊界112、 114之間的距離dl、 d2來計(jì)算。
反向投射120或反向投射處理器或算法將歸一化投射反向投射到 圖像存儲(chǔ)器46中。
以這種方式，通過將貢獻(xiàn)于體素的相位點(diǎn)的數(shù)量湊整為用于第一 區(qū)域中體素的相位點(diǎn)的精確固定數(shù)量并相對(duì)于第二區(qū)域中體素的位置 提供連續(xù)、平滑變化的歸一化反向投射加權(quán)，在Z方向上從一個(gè)體素 到另一個(gè)的陡峭CT數(shù)量改變的現(xiàn)象被平滑并被基本上消除，這實(shí)現(xiàn)了 偽像抑制。
本發(fā)明已經(jīng)參照優(yōu)選實(shí)施例被描述。顯然，修改和替換會(huì)在閱讀 和理解以上詳細(xì)描述的基礎(chǔ)上出現(xiàn)。本發(fā)明被構(gòu)建為包括所有這種修 改和替換，只要它們落在所附權(quán)利要求及其等同物的范圍內(nèi)。
權(quán)利要求
1、一種診斷成像系統(tǒng)(10)，用于在預(yù)先選擇的相位點(diǎn)(34)進(jìn)行成像，該相位點(diǎn)在對(duì)象在檢查區(qū)域(16)中移動(dòng)時(shí)出現(xiàn)在一個(gè)或多個(gè)連續(xù)的心臟周期中，該成像系統(tǒng)包括照射窗(94)，其照射在圍繞地相鄰于預(yù)先選擇的相位點(diǎn)(34)的相位點(diǎn)窗(92)中的對(duì)象的每個(gè)重建體素(A，B，C)；時(shí)間窗確定處理器或算法(88)，其確定包括整數(shù)數(shù)量N個(gè)連續(xù)心臟周期的時(shí)間窗(90)，其中相位點(diǎn)窗(92)被整個(gè)包括在照射窗(94)中，以及根據(jù)所確定的時(shí)間窗(90)截取該照射窗(94)；Z區(qū)域分離處理器或算法(68)，其確定沿著軸向(Z)的第一和第二區(qū)域(72，74)，該第一和第二區(qū)域(72，74)互相交替；加權(quán)處理器(100)，其將歸一化權(quán)重應(yīng)用到對(duì)位于時(shí)間窗(90)的第一和第二區(qū)域(72，74)中的重建體素(A，B，C)的讀數(shù)；以及反向投射處理器或算法(120)，用于將歸一化的加權(quán)讀數(shù)三維地反向投射為體積圖像呈現(xiàn)。
2、 如權(quán)利要求l所述的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括時(shí)間加權(quán)概圖處理器(64)，其確定依賴于投射的時(shí)間加權(quán)概圖 (66)，并且其中加權(quán)處理器(100)包括時(shí)間窗處理器(102)，其選擇對(duì)應(yīng)于時(shí)間窗(90)的時(shí)間加權(quán)概 圖(66)的一段，并應(yīng)用所選擇段的固定歸一化權(quán)重到位于相關(guān)第一 區(qū)域(72)中的每個(gè)體素(A， C)。
3、 如權(quán)利要求2所述的系統(tǒng)，其中加權(quán)處理器(100)進(jìn)一步包括變化權(quán)重處理器(110)，用于連續(xù)地、平滑地加權(quán)位于相關(guān)第二 區(qū)域(74)中的每個(gè)體素(B)的讀數(shù)。
4、 如權(quán)利要求3所述的系統(tǒng)，其中指定給位于相關(guān)第二區(qū)域(74) 中體素(B)的權(quán)重在固定權(quán)重之間被內(nèi)插，該固定權(quán)重被指定給位于 臨近相應(yīng)第二區(qū)域(74)的相關(guān)前端和尾端第一區(qū)域(116， 118)中的體素(A， C)。
5、 如權(quán)利要求l所述的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括 旋轉(zhuǎn)托臺(tái)(20);錐形束輻射源(14)，其被設(shè)置在旋轉(zhuǎn)托臺(tái)(20)上，輻射穿過檢 查區(qū)域(16);以及輻射檢測器(18)，其與放射源(16)相對(duì)地設(shè)置在旋轉(zhuǎn)托臺(tái)(20) 上以在輻射經(jīng)過檢查區(qū)域(16)后檢測該輻射并將所檢測的輻射轉(zhuǎn)換 為電子投射數(shù)據(jù)格式。
6、 如權(quán)利要求5所述的系統(tǒng)，其中確定了時(shí)間窗(90)的大小的連續(xù)心臟周期的數(shù)量(N)為N -floorf(( fWWmin -RT/2J/RRm(-α) ，其中WWmin是來自照射重建體素的一組照射窗的最小照射窗寬度； RT是托臺(tái)旋轉(zhuǎn)時(shí)間；RR,是掃描期間的最大心臟周期；以及 a是預(yù)先選擇的參數(shù)。
7、 如權(quán)利要求l所述的系統(tǒng)，其中每個(gè)相鄰第一和第二區(qū)域(72， 74)的長度L,為L1=v*RR，其中V是對(duì)象在軸向(Z)的速率；以及 RR是心臟周期的時(shí)間段。
8、 如權(quán)利要求l所述的系統(tǒng)，其中第二區(qū)域(74)的長度1^等于 U"*v*RR ，其中v是對(duì)象在軸向(Z)的速率； RR是心臟周期的時(shí)間段；以及 Y是定義了心臟周期內(nèi)的第二區(qū)域的長度^的參數(shù)。
9、 如權(quán)利要求1所述的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括CT掃描儀(12)，其獲取至少多個(gè)照射窗(94)內(nèi)的投射數(shù)據(jù)， 該掃描儀(12)包括 旋轉(zhuǎn)托臺(tái)(20);錐形束輻射源(14)，該輻射穿過檢查區(qū)域(16);輻射檢測器(18)，其在輻射經(jīng)過檢查區(qū)域(16)后對(duì)其進(jìn)行檢測并將其轉(zhuǎn)換為投射數(shù)據(jù)格式，其中輻射源(14)和輻射檢測器(18) 在旋轉(zhuǎn)托臺(tái)(20)上相對(duì)設(shè)置以圍繞檢查區(qū)域(16)連續(xù)旋轉(zhuǎn)；以及 顯示器(56)，用于顯示體積圖像呈現(xiàn)。
10、 一種成像方法，包括照射在圍繞地相鄰于預(yù)先選擇的相位點(diǎn)(34)的相位點(diǎn)窗(92) 中的對(duì)象的每個(gè)重建體素(A， B， C)，每個(gè)相位點(diǎn)在對(duì)象在檢查區(qū)域 (16)中移動(dòng)時(shí)出現(xiàn)在一個(gè)或多個(gè)連續(xù)的心臟周期中；確定時(shí)間窗(90)，其包括整數(shù)數(shù)量N個(gè)連續(xù)心臟周期，其中相位 點(diǎn)窗被整個(gè)包括在照射窗(94)中，以及根據(jù)所確定的時(shí)間窗截取該 照射窗；確定沿著軸向(Z)的第一和第二區(qū)域(72， 74)，該第一和第二 區(qū)域互相交替；將歸一化權(quán)重應(yīng)用到對(duì)位于時(shí)間窗的第一和第二區(qū)域中的重建體 素的讀數(shù)；以及將歸一化的加權(quán)讀數(shù)三維地反向投射為體積圖像呈現(xiàn)。
11、 如權(quán)利要求IO所述的方法，進(jìn)一步包括確定依賴于投射的時(shí)間加權(quán)概圖(66); 選擇對(duì)應(yīng)于時(shí)間窗的時(shí)間加權(quán)概圖的一段；以及 應(yīng)用所選擇段的共同歸一化權(quán)重到位于相關(guān)第一區(qū)域中的每個(gè)體素。
12、 如權(quán)利要求11所述的方法，其中加權(quán)步驟進(jìn)一步包括 連續(xù)地、平滑地應(yīng)用變化權(quán)重到位于相關(guān)第二區(qū)域中的每個(gè)體素。
13、 如權(quán)利要求12所述的方法，其中指定給位于相關(guān)第二區(qū)域中 體素的權(quán)重在指定給位于臨近相應(yīng)第二區(qū)域的相關(guān)第一區(qū)域中的體素 的權(quán)重之間被內(nèi)插。
14、 如權(quán)利要求IO所述的方法，進(jìn)一步包括圍繞檢查區(qū)域(16)旋轉(zhuǎn)錐形束輻射源(14);以及檢測穿過該對(duì)象的輻射。
15、 如權(quán)利要求14所述的方法，其中對(duì)應(yīng)于時(shí)間窗(90)的連續(xù)心臟周期的數(shù)量(N)為<formula>complex formula see original document page 5</formula>，其中WW,是來自照射重建體素的一組照射窗的最小照射窗寬度； RT是托臺(tái)旋轉(zhuǎn)時(shí)間；RRm^是掃描期間的最大心臟周期；以及a是預(yù)先選擇的參數(shù)。
16、 如權(quán)利要求10所述的方法，其中相鄰第一和第二區(qū)域的長度(V等于L1=V*RR，其中V是對(duì)象的速率；以及 RR是心臟周期的時(shí)間段。
17、 如權(quán)利要求10所述的方法，其中第二區(qū)域的長度(L2)為L2=V*RR，其中V是對(duì)象的速率；RR是心臟周期的時(shí)間段；以及 Y是定義了心臟周期內(nèi)的第二區(qū)域的長度L,的參數(shù)。
18、 一種執(zhí)行權(quán)利要求10所述的步驟的CT掃描儀。
19、 一種診斷成像系統(tǒng)(10)，包括錐形束輻射源(14)，該輻射穿過檢查區(qū)域(16);輻射檢測器(18)，其在輻射經(jīng)過檢查區(qū)域(16)后對(duì)其進(jìn)行檢測 并將其轉(zhuǎn)換為電子投射數(shù)據(jù)格式；圖象處理器(44)，其將錐形束投射數(shù)據(jù)重建為三維重建圖像，其 中該圖象處理器被編程為執(zhí)行以下步驟將投射數(shù)據(jù)分類為在每個(gè)選擇的心臟周期期間所采集的數(shù)據(jù)組，將所采集的數(shù)據(jù)重組為平行射線格式，過濾該平行射線格式的數(shù)據(jù)，巻積所過濾的數(shù)據(jù)，確定時(shí)間窗，其包括整數(shù)數(shù)量的連續(xù)心臟周期， 確定依賴于投射的時(shí)間加權(quán)概圖，確定沿著軸向(Z)的時(shí)間窗中的第一和第二區(qū)域，該第一和第二區(qū)域互相交替，選擇對(duì)應(yīng)于時(shí)間窗的時(shí)間加權(quán)概圖的一段；應(yīng)用時(shí)間加權(quán)概圖的所選擇段的歸一化共同權(quán)重到位于相關(guān)第一區(qū)域中的每個(gè)體素的讀數(shù)，以及連續(xù)地、平滑地加權(quán)位于相關(guān)第二區(qū)域中的每個(gè)體素的讀數(shù)；以及顯示器(56)，其以人類可視的圖像格式顯示巻積的歸一化加權(quán)反向投射數(shù)據(jù)。
20、一種心臟成像方法，包括在心臟周期的周期性重復(fù)的相位點(diǎn)上采集成像數(shù)據(jù)；以及通過將貢獻(xiàn)于重建圖像的每個(gè)體素的相位點(diǎn)數(shù)量進(jìn)行湊整來連續(xù) 地加權(quán)所采集的數(shù)據(jù)。
全文摘要
對(duì)象在預(yù)先選擇的相位點(diǎn)(34)被成像，該相位點(diǎn)(34)在對(duì)象在檢查區(qū)域(16)中移動(dòng)時(shí)出現(xiàn)在一個(gè)或多個(gè)連續(xù)心臟周期中。照射窗(94)照射在圍繞地相鄰預(yù)先選擇的相位點(diǎn)(34)的相位點(diǎn)窗(92)中的對(duì)象的每個(gè)重建體素(A，B，C)。時(shí)間窗(90)被確定，其包括整數(shù)數(shù)量N個(gè)連續(xù)心臟周期，其中相位點(diǎn)窗(92)被整個(gè)包括在照射窗(94)中。照射窗(94)根據(jù)所確定的時(shí)間窗(90)被截取。第一和第二區(qū)域(72，74)沿著軸向(Z)被確定，該第一和第二區(qū)域(72，74)相交替。時(shí)間加權(quán)概圖處理器(64)產(chǎn)生依賴于投射的時(shí)間加權(quán)概圖(66)。時(shí)間窗處理器(102)應(yīng)用歸一化反向投射權(quán)重到位于相關(guān)第一區(qū)域中的每個(gè)體素。變化權(quán)重處理器(110)連續(xù)地、平滑地加權(quán)對(duì)位于相關(guān)第二區(qū)域(74)中的每個(gè)體素的讀數(shù)。反向投射處理器(120)將加權(quán)的讀數(shù)三維地反向投射成體積圖像呈現(xiàn)。
文檔編號(hào)A61B6/03GK101203181SQ200680022545
公開日2008年6月18日 申請(qǐng)日期2006年6月13日 優(yōu)先權(quán)日2005年6月22日
發(fā)明者G·謝克特 申請(qǐng)人:皇家飛利浦電子股份有限公司