專利名稱：Pet/ct成像中基于圖像的偽影降低的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明屬于使用組合的正電子發(fā)射斷層攝影術(shù)(PET)和計算機斷層攝影術(shù)(CT)形式的醫(yī)學(xué)成像領(lǐng)域。更具體地，該發(fā)明關(guān)注于在PET/CT掃描中減少基于圖像的偽影的方法。
背景技術(shù)：
在組合的正電子發(fā)射斷層攝影術(shù)和計算機斷層攝影術(shù)(PET/CT)的領(lǐng)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(shù)字運算在用于PET/CT的計算機中執(zhí)行。在PET/CT中用于得到衰減校正因子(ACF)的典型操作如下。
首先，產(chǎn)生CT圖像I(X，Y，Z)以代表在X-線能量上的衰減系數(shù)。這些衰減系數(shù)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-線用于重建CT圖像。CT圖像由數(shù)據(jù)矩陣構(gòu)成，其中來自矩陣中的一個要素的該數(shù)據(jù)為一個像素，其數(shù)值與該位置處的衰減系數(shù)相關(guān)。
第二，為了在PET中使用更高能的511keV放射，把CT像素值轉(zhuǎn)換為衰減值(mu map)。
最后，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(chǎn)生ACF。
誤差出現(xiàn)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(zhuǎn)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(zhuǎn)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(dāng)對人身體中的軟組織成像時，最佳的執(zhí)行設(shè)計為醫(yī)用X-線CT斷層攝影。該物質(zhì)僅包括最輕的化學(xué)元素，主要是氫、碳、氮和氧。在醫(yī)用X-線斷層攝影的情況下，在視野中皮質(zhì)骨的存在需要二次穿過校正，以解決存在于骨中的鈣和鉀對X-線不同的吸收機制。
有時候CT圖像被患者體內(nèi)的一片金屬所損壞，例如手術(shù)夾或者修復(fù)關(guān)節(jié)。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(chǎn)生的錯誤被稱為金屬偽影。為了解決金屬偽影的問題，醫(yī)學(xué)成像文獻提出了用于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(huán)影響時，創(chuàng)建出改進的CT圖像的處理技術(shù)。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(chǔ)的。在一種處理該問題的傳統(tǒng)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，其中用基于已知的基本上無測量誤差的竇腔照相數(shù)值的估計值來代替已知被損壞的竇腔照相數(shù)值。最近，已經(jīng)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(jīng)發(fā)現(xiàn)當(dāng)在測量期間金屬移動時，這些方法不能很好發(fā)揮作用。這樣，如果在患者胸腔中存在植入型自動心律轉(zhuǎn)復(fù)除顫器(AICD)，則關(guān)注點在于執(zhí)行心臟的PET/CT研究。這些設(shè)備設(shè)計用來在如果發(fā)生潛在的威脅生命的心律失常時能恢復(fù)正常的心律。圖1說明了這種設(shè)備。
與起搏器類似，AICD在胸腔內(nèi)伴隨心臟跳動一起運動。對于CT機來說，AICD設(shè)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(yīng)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(dāng)CT機重建帶有移動線圈的部分時，結(jié)果是出現(xiàn)金屬偽影，并在包圍線圈實際位置的區(qū)域伴有假的高CT數(shù)值和低CT數(shù)值。這在圖2中用箭頭說明。
至少有兩個結(jié)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(shù)值。這種情況的發(fā)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(chǎn)生中并沒有注意到該問題，因為由511-keV發(fā)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)，論述了用于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)，論述了用于PET/CT的簡單設(shè)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(tǒng)采集的輸入投影數(shù)據(jù)產(chǎn)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征的物體投影，由輸入投影數(shù)據(jù)中產(chǎn)生第二投影；D.從在步驟C中產(chǎn)生的第二投影數(shù)據(jù)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(shù)據(jù)去除步驟D中提取的金屬物體的投影來產(chǎn)生校正的投影；和F.通過重建在步驟E中產(chǎn)生的校正投影，并將在步驟B中識別的金屬物體插入到最終圖像，來產(chǎn)生最終圖像。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明被規(guī)定用來在患者的胸腔內(nèi)存有AICD的情況下減少心臟PET/CT中的偏差。由于發(fā)明簡單且牢靠，所以可將其應(yīng)用于其他不能從CT圖像中準確得到ACF的情況。
在發(fā)明的一個方面，該方法規(guī)定識別CT圖像中具有大HU數(shù)值的像素，識別包圍這些像素的區(qū)域，和修改該區(qū)域內(nèi)每個像素的數(shù)值。
在本發(fā)明的另一個方面，利用連續(xù)且平滑的原始HU數(shù)值的再分配函數(shù)，該方法規(guī)定修改CT圖像中具有大HU數(shù)值的像素。
在發(fā)明進一步方面，該方法規(guī)定在該區(qū)域內(nèi)對每個像素數(shù)值進行所述的修改之前，識別在該區(qū)域內(nèi)的每個骨像素的原始數(shù)值，并且在對該區(qū)域內(nèi)的每個像素的數(shù)值進行修改后，用每個骨像素的原始數(shù)值代替每個骨像素修改過的數(shù)值。
在發(fā)明更進一步的方面，該方法規(guī)定在對區(qū)域進行所述識別后，對包圍該像素的區(qū)域進行形態(tài)膨脹以增加精度。
在本發(fā)明又一方面，該方法規(guī)定在對該區(qū)域進行形態(tài)膨脹后，對包圍該像素的區(qū)域進行腐蝕。
在本發(fā)明的進一步方面，該方法規(guī)定識別具有低于所定義閾值的HU數(shù)值的CT圖像中的接近于包圍具有大HU數(shù)值像素的區(qū)域的像素，以及將具有低于所定義閾值的HU數(shù)值的像素調(diào)整到新的數(shù)值。


結(jié)合附圖閱讀下面對發(fā)明的詳細描述，將更為清楚的理解上面提到的發(fā)明特征，其中圖1是一個根據(jù)已有技術(shù)在患者胸腔內(nèi)存有植入型自動心律轉(zhuǎn)復(fù)除顫器(AICD)的圖例；圖2是一個根據(jù)已有技術(shù)由類似于圖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(jù)本發(fā)明的實施例前后，在應(yīng)用基于圖像的偽影降低(IBAR)并帶有指示CT像素數(shù)值的譜線輪廓前后的CT圖像；和圖4是流程圖，顯示了根據(jù)本發(fā)明的實施例執(zhí)行典型的基于圖像偽影降低(IBAR)的處理過程。
具體實施例方式
基于圖像偽影降低(IBAR)方法的典型實施例，用于組合的正電子發(fā)射斷層攝影術(shù)和計算機斷層攝影術(shù)(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(guī)定。適當(dāng)?shù)墓δ苄訡T設(shè)備產(chǎn)生圖像，其中指定水的數(shù)值為零(0HU)，指定空氣的數(shù)值為大約1000HU，及指定骨和金屬的數(shù)值大于零(0HU)。在已經(jīng)使用的PET/CT處理軟件中，使用重組程序?qū)D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，并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(yīng)用到256×256圖像族中。然而，典型的IBAR并不需要特定的矩陣大小，并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(shù)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(jù)本發(fā)明的實施例執(zhí)行典型的基于圖像的偽影降低(IBAR)的處理過程。在典型IBAR方法的步驟1中，識別具有大于或等于900HU的重建HU數(shù)值的所有像素。雖然數(shù)值900HU對于IBAR方法的可調(diào)整參數(shù)來說是優(yōu)選數(shù)值，本領(lǐng)域的技術(shù)人員應(yīng)該理解的是也可使用其他數(shù)值并且仍然屬于本發(fā)明的范圍內(nèi)。這一程序?qū)е铝吮环Q為STREAK(X，Y，Z)的圖像陣列，其中等于或高于該閾值的數(shù)值被定為1，低于它的數(shù)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(chuàng)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(tài)運算創(chuàng)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(nèi)的所有像素。雖然公開了2像素范圍，本領(lǐng)域的技術(shù)人員應(yīng)該意識到也可使用其他數(shù)值并仍然屬于本發(fā)明的范圍內(nèi)。通過下面公式這一像素范圍與膨脹核的整體寬度相關(guān)聯(lián)核_半寬＝2x核_寬度+1這還可以規(guī)定為毫米級的距離，該距離通過轉(zhuǎn)換公式轉(zhuǎn)換為像素(像素間距離)＝(mm距離)/(mm像素大小)在本發(fā)明范圍內(nèi)等同于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(gòu)建具有近似球形的圖像體元的集合為基礎(chǔ)的。在本發(fā)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(nèi)的條紋在鄰近的切片上產(chǎn)生“鄰近條紋”?？拷摋l紋的像素被指定為數(shù)值1；不靠近該條紋的像素被指定為數(shù)值0。
然后，在步驟3中，修改高CT圖像數(shù)值。這一程序在數(shù)學(xué)上類似于設(shè)定閾值，即，將大的像素值設(shè)定為限制值。它可由多種方式實現(xiàn)。典型的IBAR方法使用以下步驟。
低于閾值1的像素值不修改。IBAR方法使用參數(shù)值“閾值1＝0HU”。然而，本領(lǐng)域的技術(shù)人員應(yīng)該能夠意識到可使用其他數(shù)值并仍然屬于本發(fā)明的范圍內(nèi)。
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(shù)值I(X，Y，Z)替代為數(shù)值 IBAR方法使用參數(shù)值“閾值2＝100HU”。然而，本領(lǐng)域的技術(shù)人員應(yīng)該能夠意識到可使用其他數(shù)值并仍然屬于本發(fā)明的范圍內(nèi)。
大于(2x閾值2-閾值1)的像素值被設(shè)為數(shù)值閾值2。在本發(fā)明的實施例中，參數(shù)閾值1和閾值2是可調(diào)整的。
作為這一再分配技術(shù)的結(jié)果，通過連續(xù)且平滑的關(guān)系式將新的像素值與原始像素值關(guān)聯(lián)起來。平滑暗示著再分配函數(shù)的導(dǎo)數(shù)是原始HU數(shù)值的連續(xù)函數(shù)。
該步驟還產(chǎn)生陣列SOFT_TISSUE(X，Y，Z)。在該陣列中，最初等于或大于閾值1的所有像素被設(shè)為1，其他像素被設(shè)為0。對該陣列進行形態(tài)膨脹，如在步驟2中一樣。雖然允許膨脹結(jié)構(gòu)有其他尺寸，但是在本發(fā)明的一個實施例中，它同步驟2中的一樣。膨脹之后，用腐蝕的形態(tài)運算對其進行腐蝕，對腐蝕使用和膨脹同樣的結(jié)構(gòu)。膨脹尺寸和腐蝕結(jié)構(gòu)是本發(fā)明的可調(diào)參數(shù)。作為結(jié)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(qū)域。作為一項分隔小而不規(guī)則區(qū)域的技術(shù)，膨脹和腐蝕的結(jié)合在圖像處理界是公知的。
步驟4包括負條紋的閾值設(shè)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(shù)值的像素組，典型地分布在延伸過圖像陣列并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(shù)值，通常位于緊鄰正條紋處。這類中的一些像素看上去像是圖2中靠近條紋的黑色區(qū)域。接下來是減少這些負條紋中最嚴重的那些。在該步驟中，其值低于閾值3，且同時位于NEAR_STREAK(X，Y，Z)具有數(shù)值1及SOFT_TISSUE(X，Y，Z)具有數(shù)值1的區(qū)域內(nèi)的所有像素被值(閾值1+閾值2)/2所替代。IBAR方法使用參數(shù)值“閾值3＝-100HU”。在該步驟中，閾值3參數(shù)是可調(diào)的。
最后，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，并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(xiàn)。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(zhí)行該典型IBAR方法所選擇的參數(shù)。通常，那些尺寸按照毫米來規(guī)定并在執(zhí)行中轉(zhuǎn)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，并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(yīng)用在SOFT_TISSUE(X，Y，Z)陣列數(shù)值為1的地方。通過僅對如上所述靠近軟組織處應(yīng)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(yīng)用在被識別為軟組織的區(qū)域，接著進行膨脹，但是尚未進行腐蝕。在該步驟的結(jié)尾，以傳統(tǒng)方式將CT圖像用于PET/CT處理過程中。
將應(yīng)用典型IBAR方法前后的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(shù)據(jù)圖解示出原始圖像中和修改圖像中的HU數(shù)值。對應(yīng)的圖像顯示在下面。根據(jù)本發(fā)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(shù)的圖像3C和已有技術(shù)的曲線圖3D相比在畫面上更加平滑。
將會理解的是本發(fā)明的典型方法在沒有對負條紋進行閾值設(shè)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，這些步驟可用于提供更高質(zhì)量的圖像。
本發(fā)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(shù)值被識別并在如上所述的處理之后被取代。
從前述描述中，本領(lǐng)域的技術(shù)人員將會意識到已經(jīng)提供了用于在PET/CT掃描中減少基于圖像的偽影的示例性方法。
雖然本發(fā)明已經(jīng)通過一些實施例進行說明并且雖然所說明的實施例已經(jīng)用大量的細節(jié)進行了描述，申請人的意圖并非約束或以任何方式將所附的權(quán)利要求的范圍限制到這樣的細節(jié)。另外的優(yōu)點及修改對于本領(lǐng)域的技術(shù)人員來說是很顯然的。因此本發(fā)明在其更寬泛的方面并非限于具體的細節(jié)、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(fā)明上位概念的精神和范圍的情況下可以從這樣的細節(jié)中脫離開來。
權(quán)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于圖像的偽影的方法，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(shù)值的像素；(ii)識別包圍所述像素的區(qū)域；和(iii)修改所述區(qū)域內(nèi)的每個像素的值。
2.權(quán)利要求1的方法，進一步包括利用連續(xù)且平滑的原始HU數(shù)值的再分配函數(shù)，對CT圖像中具有大HU數(shù)值的所述像素進行修改的步驟。
3.權(quán)利要求2的方法，其中使用所述方法在PET/CT中產(chǎn)生衰減校正因子。
4.權(quán)利要求3的方法，在修改所述區(qū)域內(nèi)每個像素值的所述步驟之前，進一步包括識別所述區(qū)域內(nèi)每個骨像素的原始數(shù)值的步驟，和在修改所述區(qū)域內(nèi)每個像素值的所述步驟之后，進一步包括用每個骨像素的原始數(shù)值替代每個骨像素的每個修改過的數(shù)值的步驟。
5.權(quán)利要求1的方法，在識別區(qū)域的所述步驟之后，進一步包括為包圍所述像素的所述區(qū)域進行形態(tài)膨脹以增加精度的步驟。
6.權(quán)利要求5的方法，在對所述區(qū)域進行形態(tài)膨脹的所述步驟之后，進一步包括對包圍所述像素的所述區(qū)域進行腐蝕的步驟。
7.權(quán)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(chǎn)生衰減校正因子。
8.權(quán)利要求7的方法，進一步包括識別所述區(qū)域內(nèi)每個骨像素的原始數(shù)值的步驟，和用每個骨像素的原始數(shù)值替代每個骨像素的每個修改過的數(shù)值的步驟。
9.權(quán)利要求7的方法，進一步包括利用連續(xù)且平滑的原始HU數(shù)值的再分配函數(shù)，來修改CT圖像中具有大HU數(shù)值的所述像素的步驟。
10.權(quán)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(shù)值，并鄰近包圍具有大HU數(shù)值的所述像素的所述區(qū)域；和(ii)將具有比所定義的閾值低的HU數(shù)值的所述像素調(diào)整到一個新的數(shù)值。
11.權(quán)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(diào)整的像素中獲得的圖像的步驟。
12.權(quán)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(quán)利要求1的方法，進一步包括對包圍所述像素的所述區(qū)域進行形態(tài)膨脹以增加精度的步驟。
14.權(quán)利要求13的方法，進一步包括對包圍所述像素的所述區(qū)域進行腐蝕的步驟。
15.權(quán)利要求1的方法，其中所述偽影包括一個基于金屬的偽影。
16.權(quán)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(quán)利要求12的方法，進一步包括在識別為軟組織的區(qū)域內(nèi)應(yīng)用所述的三維濾波器。
18.權(quán)利要求1的方法，進一步包括將像素值轉(zhuǎn)換成衰減數(shù)值的步驟。
19.權(quán)利要求18的方法，其中放射水平是大約511keV。
20.權(quán)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(zhuǎn)復(fù)除顫器的至少其中之一的結(jié)果。
全文摘要
一種在組合的正電子發(fā)射斷層攝影術(shù)和計算機斷層攝影術(shù)(PET/CT)掃描中減少基于圖像的偽影的方法。該方法包括識別在CT圖像中具有大HU數(shù)值的像素，識別包圍這些像素的區(qū)域，和修改該區(qū)域內(nèi)每個像素的數(shù)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(yōu)先權(quán)日2005年6月17日
發(fā)明者J·J·哈米爾, D·D·福爾 申請人:Cti分子成像公司