專利名稱：高約束圖像重構方法
高約束圖像重構方法 相關申請的交叉引用本申請基于2005年7月8日提交的、申請?zhí)枮镹o.60/697,607的、 發(fā)明名稱為"BACKPRO正CTION RECONSTRUCTION METHOD FOR UNDERSAMPLED TIME-RESOLVED MR IMAGING "的美國臨時專利和 2005年9月22日提交的、申請?zhí)枮镹o.60/719，445的、發(fā)明名稱為 "HIGHLY CONSTRAINED IMAGE RECONSTRUCTION METHOD "。關于聯(lián)邦資助研究的聲明本發(fā)明得到政府支持，國家衛(wèi)生研究院授予的批準號為HL066488 和HL072260。美國政府具有本發(fā)明的某些權利。
技術背景本發(fā)明的領域涉及醫(yī)學成像，尤其涉及從獲取圖像數(shù)據(jù)中重構圖 像的方法。核磁共振成像(MRI)使用核磁共振現(xiàn)象來產(chǎn)生圖像。當把諸如人體 組織的物質受到均勻磁場(偏振場Bo)時，組織內各自旋磁矩嘗試與這 個偏振場對齊，但只能在其周圍以它們的特征拉莫爾頻率隨機取向進 動。如果該物質或組織受到位于x-y平面并接近拉莫爾頻率的磁場(激 發(fā)場B，)時，凈縱向磁矩Mz被旋轉或"傾斜"到x-y平面以生成凈橫 向磁矩Mt。通過受激自旋發(fā)射信號，終止激發(fā)信號B，后，可接收并 處理上述信號以形成圖像。當使用這些信號生成圖像時，需使用磁場梯度(GxGy和Gz)。典 型地，通過一系列的測量周期來掃描成像區(qū)域，在所述測量周期內， 這些梯度根據(jù)使用的具體定位方法的變化而變化。相關領域中，每次 測量稱為"視圖"，視圖數(shù)量決定圖像質量。數(shù)字化并處理接收到的 NMR信號、視圖、或k-空間采樣的結果集以通過使用多種公知重構技術中的某一種重構圖像。用于獲取一幅圖像的總掃描時間部分取決于 每個測量周期或"脈沖序列"的長度，部分取決于測量周期或視圖的 數(shù)量。很多臨床應用中，用于具有指定分辨率和SNR的圖像的總掃描 時間是一筆額外開銷，因此，印象中對此目標己進行了諸多改進。自核磁共振成像初期，投影重構法便廣為人知，美國專利6,487,435 中再次使用了該方法。與其如圖2A所示的以直線或笛卡爾的方式采 樣k-空間，以傅立葉成像的方式進行的掃描模式，還不如如圖2B所 示，投影重構法用一系列視圖采樣k-空間，所述視圖采樣由k-空間中 心延伸出的放射線。采樣k-空間所需的視圖數(shù)量決定了掃描的時間長 度，如果獲取的視圖數(shù)量不足，在重構圖像中將出現(xiàn)條紋偽影。美國 專利No.6,487,435使用的技術通過隔行掃描的視圖獲取帶有連續(xù)欠采 樣圖像，和共享連續(xù)圖像幀之間的外部k-空間數(shù)據(jù)減少了這種條紋。在X射線計算機斷層攝影術("CT")系統(tǒng)中，X-射線源投射扇形 束，將所述扇形束校準到稱之為"圖像平面"的笛卡爾坐標系內的X-Y 平面內。X-射線穿越諸如患者的將要成像的對象，并撞擊到輻射檢測 器陣列上。傳輸?shù)妮椛鋸姸热Q于對象造成的X-射線束的衰減，同時 每個檢測器產(chǎn)生作為光束衰減測量值的獨立電信號。分別獲取所有檢 測器中的衰減測量值以產(chǎn)生所謂的"傳輸剖面"。傳統(tǒng)CT系統(tǒng)中，源和檢測器陣列關于成像平面內的掃描架繞對 象旋轉，使得X-射線穿越對象的角度連續(xù)變化。在給定角度上，將檢 測器陣列的傳輸剖面稱之為對象的"視圖"或"掃描"，上述對象由同 一X-射線源和檢測器分辨率下不同角度下掃描的一組視圖構成。在2D 掃描中，處理數(shù)據(jù)以構造對應于對象切片的二維圖像。許多用于X-射線CT的臨床應用使用MRI，其中，掃描時間是額 外負擔。例如，在時間分辨血管造影術中，當造影劑流入需要關注的 區(qū)域時，獲取一系列圖像幀。盡快獲取每幅圖像以獲得描述造影劑流 的快照。當對冠狀動脈或其它需要心臟門控的器官成像以抑制運動偽 影時，上述臨床應用尤其面臨挑戰(zhàn)。美國專利No.6,710,686給出了兩種從一組獲取的投影視圖集中重 構圖像的方法。在MRI中，通常的方法是對輻射采樣軌跡上的位置到 笛卡爾網(wǎng)格進行再網(wǎng)格化k-空間采樣。然后通過對再網(wǎng)格化的k-空間 采樣執(zhí)行2D或3D傅立葉變換重構圖像。用于重構MR圖像的第二種 方法是通過對每個投影視圖的首次傅立葉變換，將輻射k-空間投影視 圖變換到Radon空間。通過濾波和將其反投影到視圖域(FOV)，并從 信號投影中重構圖像。本領域中公知的，如果獲取的信號投影的數(shù)量 不足以滿足Nyquist采樣定律，重構的圖像中將出現(xiàn)條紋偽影。本領域中，用于從2DX射線CT數(shù)據(jù)中重構圖像的常見方法稱為 濾波反投影技術。反投影過程與上述討論的用于MR的圖像重構一樣 重要，它將掃描中獲取的衰減信號測量值轉換為稱之為"CT值"或"霍 斯菲耳德氏單位"的整數(shù)，其用于控制顯示中相應像素的亮度。圖3圖示出了用于MRI和X-射線CT的標準反投影方法。通過將 剖面10中的每個信號采樣14沿箭頭16所示的投影路徑投影到FOV 12上，將每個獲取的信號投影剖面IO反投影到視圖域12上。將每個 信號采樣14反投影到FOV12內的過程中，不使用被成像目標的先驗 知識，同時假定FOV12中的信號是齊次的以及將信號采樣14均勻分 布在投影路徑上的每個像素。例如，當其穿越FOV 12內的N個像素 時， 一個信號投影剖面10內的單個信號采樣14的投影路徑8如圖3 所示，。信號采樣14的信號值(P)被N個像素等分Sn=(Pxl)/N (1)其中Sn是具有N個像素的投影路徑內，分布到第n個像素的信號值。明顯地，F(xiàn)OV12中的反投影信號是齊次的這一假設是錯誤的。但 是，如本領域公知，對每個信號剖面IO進行某種校正并在相應數(shù)量的 投影角處獲取足夠數(shù)量的剖面，可減小由于錯誤假設引起的誤差并抑 制圖像偽影。典型地，圖像重構的濾波反投影中，對于256x256像素 的2D圖像，需要400個投影，對于256x256x256個體素的3D圖像，需要203,000個投影。 發(fā)明內容本發(fā)明提供了用于重構醫(yī)學圖像的新方法，特別地，提供了用于 從目標地投影視圖中重構圖像的改進方法。從獲取數(shù)據(jù)中重構合成圖 以提供被成像目標的先驗知識。然后，使用合成圖高約束圖像重構過 程。本發(fā)明可用于多種不同的成像形式(modality)，包括核磁共振成像 (MRI)、 X-射線計算機斷層攝影術(CT)、正電子發(fā)射斷層攝影術(PET)、 單光子發(fā)射計算機斷層攝影術(SPECT)核數(shù)字層析X射線攝影(DTS)。本發(fā)明的一個發(fā)現(xiàn)是，在重構過程中，如果使用FOV 12內的信 號輪廓的先驗知識，可使用較少的投影信號剖面生成高質量圖像。例 如，參考圖4，F(xiàn)OV12中的信號輪廓可包括諸如血管18和20的結構。 既然如此，當反投影路徑8穿越這些結構時，通過將分布作為像素位 置處的已知信號輪廓的權重函數(shù)，使得每個像素內信號采樣14達到更 精確分布。因此，在與結構18和20相交的反投影像素中，將把信號 采樣14的主體分布在圖4的示例中。對于具有N個像素的反投影路 徑8，高約束反投影可表示如下Sn = (PxCn)/ *C (2)其中Sn=重fi圖像幀內像素n處的反投影信號量值；P=反投影的投影剖面內的信號采樣值；Cn=沿反投影路徑的第n個像素處的先驗合成圖的信號值。從掃 描期間獲取的數(shù)據(jù)重構合成圖，合成圖可包括用于重構圖像幀的數(shù)據(jù) 和其它獲取的描述視域結構的圖像數(shù)據(jù)。方程(2)中的分子使用合成圖 中的相應信號值加權每個像素，分母歸一化該值，因此所有反投影信 號采樣反映了用于圖像幀的投影數(shù)量而沒有乘以合成圖的總數(shù)。應當注意的是，雖然反投影后可在每個像素點單獨進行歸一化， 然而很多臨床應用中，反投影前歸一化投影P更為容易。這種情況下， 通過除以在相同視角穿過合成圖的投影中的相應值Pc歸一化投影P。 反投影歸一化的投影P/Pe，然后使用合成圖乘以機構圖像。ii圖5示出了用于以視角e和O為特征的單一 3D投影視圖的高約 束反投影的3D實施例。該投影視圖沿軸16反投影，沿反投影軸16 傳播到距離r處的Radon平面21。使用合成圖信息，沿軸16將投影 信號值分布在Radon平面21上，而不采用濾波反投影，濾波反投影 中，濾波投影信號值并將其均勻分布在連續(xù)Radon平面上。圖5中的 合成圖包括血管18和20?；诤铣蓤D內相應位置x,y,z處的強度，在 Radon平面21中圖像位置x,y，z處放置權重信號輪廓值。這是反投影 信號剖面值P和相應合成圖體素值的簡單乘法。通過除以由合成圖構 造的相應圖像空間投影剖面的投影剖面值歸一化上述乘積。3D重構的公 式如下I(X,y,z)- Z(尸(^,0"C(x,:^) w。)/尸c(r",cD)) (2a)其中，和(2)是重構圖像幀上的所有投影，使用在上述平面適當?shù)膔， e ，①值處的投影剖面值P(r， 9 , O)計算特定Radon平面內的x, y, z值。 Pjr, 9 ， O)是來自源于合成圖的相應投影剖面值，C(x，y,z)r,e,。是(r， 9， O)處的合成圖值。本發(fā)明的又一發(fā)現(xiàn)是存在多個掃描期間獲取多個先驗信息的臨床應 用，可重構并使用合成圖約束欠采樣或低劑量圖像幀的重構。例如，如圖1 所示，在動態(tài)研究中，獲取一系列時間分辨圖像2時，使用一組有限的獲 取的視圖重構每幅圖像幀2。然而，交叉獲取每組這樣的視圖和用于其它圖 像幀2的視圖，獲取多個圖像幀后，提供足夠數(shù)量的不同視圖以重構用于 本發(fā)明應用的高質量合成圖3。如圖6所示，其中點線30表示一幅圖像幀 內獲取的投影視圖，點劃線32表示第二幅圖像幀內獲取的交叉投影視圖， 直線34表示第三幅圖像幀內獲取的交叉投影視圖。但是，對于任何一幅圖 像幀，滿足Nyquist定律的采樣密度僅能延伸很短的放射距離(r)，通過組 合三幅圖像幀的交叉投影剖面，可將距離延伸到更遠的半徑R處。這樣， 使用所有的交叉投影所構造的合成圖3具有更高的質量，通過使用本發(fā)明 的高約束重構算法4將這種較高質量傳輸?shù)綀D像幀。也可在動態(tài)研究中獲 取圖像幀2，對于每幅圖像，動態(tài)研究中使用的劑量(如X-射線)或曝光時間(如PET或SPECT)均有所減少。在這種情況中，通過累積或均分來自獲得 的圖像幀系列的測量。每幅圖像幀2中的高約束重構4將合成圖中的較高 的SNR傳輸?shù)浇Y果重構圖像中。雖然，本發(fā)明最好被理解為將每個投影視圖高約束反投影到FOV 12， 但其它直觀的方法在數(shù)學上也是等效的。例如，與其如方程(2)所示的用相 應歸一化合成圖像素值C乘以反投影信號剖面采樣P，然后對每個反投影剖 面求和得到結果，還不如歸一化并反投影(以非濾波和非約束方式)所有信 號剖面并求和以構造圖像數(shù)據(jù)集。然后，用合成圖的相應像素值乘以上述 人工去除的圖像以構改造約束圖像。該示例中，歸一化要求在如圖7所示 的每個投影剖面角計算合成圖C的投影P。。也就是說，對于每個用于重構 上述特定圖像幀的投影剖面，在同一視角處計算合成圖投影P。。然后，如 圖8所示，用位于相同射線路徑的合成圖投影值P。除以每個投影剖面以歸 一化投影剖面。例如，用位于相同路徑上的合成圖投影值38除以位于射線 路徑36上的每個反投影像素，用位于相同路徑上的合成圖投影值42除以 位于射線路徑40上的每個反投影像素。簡言之，每個反投影圖像像素位于 具有每個合成圖投影P。內的至少一個合成圖投影值的射線路徑上，通過除 以所有這些值以完成歸一化。此外，作為變形，本發(fā)明還可使用快速傅立葉變換(FFT)圖像重構過程。 例如，通過組合k-空間獲取的所有投影視圖，將k-空間采樣再網(wǎng)格到笛卡 爾坐標系，然后進行反向2D或3D傅立葉變換，產(chǎn)生合成圖。每個獲取的 圖像幀視圖再Radon空間歸一化，轉換到k-空間，與其它歸一化的k-空間 視圖進行組合，并用于重構非約束以使用2DFT或3DFT的相同方式的幀圖 像。然后，用合成圖乘以非約束圖像幀。雖然操作更為復雜，仍然在k-空 間而非Radon空間進行每幅幀圖像視圖的歸一化。然而，Radon空間的歸一 化操作是乘法(1/P。)操作，k-空間是巻積操作。本發(fā)明的通常目的是，通過使用圖像對象相關的先驗信息約束重構過 程，改進醫(yī)學圖像的重構。本發(fā)明的改進結果表明其具有多種優(yōu)點，包括 減少掃描時間，減少輻射劑量以及時間分辨研究中的較高的時間分辨率。本發(fā)明的另一目的是提高高約束圖像的信噪比(SNR)。已獲知，當根據(jù)本發(fā)明對其重構時，將較高采樣合成圖的較高的SNR傳給了高欠采樣圖像。本發(fā)明的上述和其它目的和優(yōu)點將在以下部分詳細描述。描述中將提 及作為描述組成部分的附圖，通過圖解的方式展示本發(fā)明的優(yōu)選實施例。 該實施例并不代表本發(fā)明的全部保護范圍，但是，這里提及的權利要求用 于解釋本發(fā)明的范圍。


圖1表示本發(fā)明在醫(yī)學成像中的應用；圖2A是在使用MRI系統(tǒng)的典型的傅立葉或自旋-巻繞圖像獲取中，進 行采樣K-空間的方式的示意圖；圖2B是在使用MRI系統(tǒng)的典型的投影重構圖像獲取中，進行采樣K-空間的方式的示意圖。圖3表示圖像重構過程中的傳統(tǒng)的反投影步驟；圖4表示根據(jù)本發(fā)明的高約束2D反投影步驟；圖5表示根據(jù)本發(fā)明的高約束3D反投影；圖6表示交叉投影視圖；圖7表示歸一化步驟中使用的符合圖像投影P。的構成； 圖8表示使用圖7所示的投影P。的高約束圖像的歸一化；圖9是用于實現(xiàn)本發(fā)明的核磁共振成像(MRI)系統(tǒng)的塊圖； 圖10是實現(xiàn)本發(fā)明一個實施例的MRI系統(tǒng)中的脈沖序列；圖ll表示使用圖10所示的脈沖序列采樣的K-空間數(shù)據(jù)；圖12是圖9所示的帶有圖10的脈沖序列的MRI系統(tǒng)的優(yōu)選實施例的 流程圖；圖13表示CT掃描儀系統(tǒng)；圖14是圖13所示的CT掃描儀系統(tǒng)的塊圖；圖15是使用圖13和14的CR掃描儀系統(tǒng)的本發(fā)明的另一實施例的塊圖；圖16是使用圖13和14的CR掃描儀系統(tǒng)的本發(fā)明的又一實施例的塊圖；圖17是正電子發(fā)射斷層攝影術(PET)掃描儀的塊圖；圖18是使用圖17所示的PET掃描儀的本發(fā)明的另一實施例的流程圖；圖19表示使用本發(fā)明的C型臂X-射線系統(tǒng)；圖20是圖19所示的C型臂X-射線系統(tǒng)的塊圖；圖21表示圖19中的C型臂X-射線系統(tǒng)中的X-射線源和檢測器；圖22是圖19所示系統(tǒng)執(zhí)行的層析X射線攝影合成掃描內的，本發(fā)明的另一實施例的流程圖；圖23表示用于圖22所示方法的層析X射線攝影合成掃描路徑；圖24是用于圖22所示層析X射線攝影合成掃描的本發(fā)明的圖像幀重構方法。
具體實施方式
本發(fā)明可應用于多個不同的醫(yī)療成像形式和各種不同的臨床應用。以 下詳細描述了本發(fā)明的各種臨床應用，以說明本發(fā)明應用的廣泛性。圖9示出了 MRI系統(tǒng)中的本發(fā)明的一個優(yōu)選實施例。MRI系統(tǒng)包括具 有顯示器112和鍵盤114的工作站110。工作站110包括處理器116，所述 處理器116是運行了商用操作系統(tǒng)的商用可編程機。工作站110提供向MRI 系統(tǒng)輸入掃描命令的操作接口。工作站110耦合到4個服務器脈沖序列服務器118，數(shù)據(jù)獲取服務 器120，數(shù)據(jù)處理服務器122，和數(shù)據(jù)存儲服務器123。優(yōu)選實施例中，數(shù) 據(jù)存儲器123由工作站處理器116和相關的磁盤驅動接口電路執(zhí)行。其余 三個服務器118、 120和122由設置在單獨外殼內的獨立處理器執(zhí)行，并且 使用64比特的底板總線互連。脈沖序列服務器118使用商用微處理器和商 用四元通信控制器。數(shù)據(jù)獲取服務器120和數(shù)據(jù)處理服務器122使用相同 的商用微處理器，數(shù)據(jù)處理服務器122進一步包括一個或多個基于商用的 并行向量處理器的陣列處理器。工作站110和用于服務器118、 120和122的每個處理器均連接到串行 通信網(wǎng)絡。所述串行網(wǎng)絡傳輸由工作站110下載到服務器118、 120和122的數(shù)據(jù)，還傳輸服務器間和服務器與工作站間進行通信的標簽數(shù)據(jù)。此外， 為向數(shù)據(jù)輸出服務器123傳輸圖像數(shù)據(jù)，在數(shù)據(jù)處理服務器122和工作站iio之間提供高速數(shù)據(jù)鏈接。響應從工作站110下載的程序元素，脈沖序列服務器118操作梯度系 統(tǒng)124和RF系統(tǒng)126。生成需要執(zhí)行指定掃描的梯度波形并將其應用到梯 度系統(tǒng)124，所述梯度系統(tǒng)124激發(fā)梯度線圈組128以產(chǎn)生用于對NMR信號 進行編碼的位置的磁場梯度Gx， Gy和Gz。梯度線圈組128是磁體組130的 一部分，所述磁體組130包括偏振磁體132和RF線圈134的主體。RF系統(tǒng)126將RF激發(fā)波形應用到RF線圈134以實現(xiàn)指定的磁共振脈 沖序列。RF系統(tǒng)126接收RF線圈134的檢測的響應醒R信號，并根據(jù)脈沖 序列服務器118生成的命令，將其放大、解調、濾波并數(shù)字化。RF系統(tǒng)126 包括RF發(fā)射機，RF發(fā)射機用于生成MR脈沖序列使用的不同的RF脈沖。RF 發(fā)射機響應脈沖序列服務器118的掃描指定和指導，產(chǎn)生所需頻率、相位 和振幅的脈沖。生成的RF脈沖可應用到主體RF線圈134或一個或多個本 地線圈或線圈陣列。RF系統(tǒng)126還包括一個或多個RF接收器信道。每個RF接收器信道包 括RF放大器和積分檢測器，所述RF放大器放大與其連接的線圈接收到的 NMR信號，所述積分檢測器檢測并數(shù)字化接收到的蘭R信號的I和Q積分分 量。在任意采樣點，接收到的應R信號量通過計算I和Q分量的平方和的 開方確定接收到的NMR信號的相位通過以下公示確定 0=tan"Q/L可選地，脈沖序列服務器118由生理獲取控制器136接收患者數(shù) 據(jù)?？刂破?36通過多個連接到患者的不同的傳感器接收信號，例如， 源于電極的ECG信號或源于風箱的呼吸信號。典型地，脈沖序列服務 器118使用這些信號對對象呼吸或心跳的掃描進行同步或"選通"。脈沖序列服務器118還連接到掃描室接口電路138，所述掃描室接口電路138從與患者狀況和上述磁系統(tǒng)關聯(lián)的不同傳感器中接收信號。掃描期間，通過掃描室接口電路138，患者定位系統(tǒng)140接收命 令以將患者移動到指定位置。應當清楚，掃描期間，脈沖序列服務器118對MRI系統(tǒng)進行實時 控制。因此，有必要使用運行時間程序操作其帶有以定時方式執(zhí)行的 程序指令的硬件元素。從工作站110處，以對象的形式下載用于掃描 的描述組件。脈沖序列服務器118包括程序，所述程序接收上述對象 并將其轉換為實時程序使用的對象。數(shù)據(jù)獲取服務器120接收RP系統(tǒng)126生成的數(shù)字化的NMR信號 采樣。響應從工作站IIO下載的描述組件，數(shù)據(jù)獲取服務器120接收 實時NMR數(shù)據(jù)并提供緩存，因此，不會因數(shù)據(jù)溢出而使數(shù)據(jù)丟失。 某些掃描中，數(shù)據(jù)獲取服務器120幾乎僅僅將獲取的NMR數(shù)據(jù)傳輸 給數(shù)據(jù)處理服務器122。但是，在需要源于獲取的NMR數(shù)據(jù)的信息來 控制下一步掃描的掃描中，編程數(shù)據(jù)獲取服務器120，以產(chǎn)生上述信 息并將其傳送到脈沖序列服務器118。例如，預掃描期間，獲取NMR 數(shù)據(jù)，并將其用于校正脈沖序列服務器118執(zhí)行的脈沖序列。此外， 掃描期間，還可獲取導航器信號并將其用于調整RF或梯度系統(tǒng)的操 作參數(shù)，或控制k-空間采樣的視圖順序。同時，使用數(shù)據(jù)獲取服務器 120處理NMR信號，上述NMR信號用于檢測MRA掃描中的造影劑 的到達。所有示例中，數(shù)據(jù)獲取服務器120獲取并實時處理NMR數(shù) 據(jù)，以產(chǎn)生用于控制掃描的信息。數(shù)據(jù)處理服務器122由數(shù)據(jù)獲取服務器120中接收NMR數(shù)據(jù)， 并根據(jù)從工作站110下載的描述組件進行處理。這種處理可包括對 粗糙k-空間的NMR數(shù)據(jù)進行傅立葉變換以產(chǎn)生二維或三維圖像；使 用濾波器以重構圖像；對所獲取NMR數(shù)據(jù)的進行反投影圖像重構； 功能MR圖像的計算；運動或流圖像的計算等。以下將進一步詳述， 響應數(shù)據(jù)處理服務器122執(zhí)行的程序，MRI系統(tǒng)所實現(xiàn)的本發(fā)明。數(shù)據(jù)處理服務器122所重構的圖像傳輸回存儲它們的工作站110。實時圖像存儲在數(shù)據(jù)庫存儲緩沖器(未顯示)中，從數(shù)據(jù)庫存儲緩沖器 中，實時圖像可輸出到操作顯示器112或位于磁體組130附近的主治醫(yī)生使用的顯示器142上。批處理模式圖像或選擇的實時圖像存儲在 磁盤存儲器144上的主數(shù)據(jù)庫。當所述圖像被重構并傳輸?shù)酱鎯ζ鲿r， 數(shù)據(jù)處理服務器122通知工作站110上的數(shù)據(jù)存儲服務器123。工作 站110可用于存儲圖像，生成電影，或通過網(wǎng)絡將圖像發(fā)送到其它設 備。為實踐本發(fā)明的優(yōu)選實施例，使用圖10所示的投影重構或者放 射、脈沖序列獲取NMR數(shù)據(jù)。這是一個快速梯度回波成像脈沖序列， 其中，在切片選擇梯度202面前，非對稱地產(chǎn)生可選擇的截斷sinc rf 激發(fā)脈沖200。通過在單獨k-空間圓形平面上的采樣，上述脈沖用于 獲取單個2D切片，或者上述脈沖用于采樣如圖11中的204、 206和 208所示的多個圓形k-空間平面。當獲取多個2D切片時，梯度202 是一層選(slab select)梯度，其后是相位編碼梯度波瓣(lobe)210和相反 極性的復繞梯度波瓣212的。掃描期間，該軸向相位編碼梯度210通 過值步進從每個2Dk-空間平面204、 206和208中進行采樣。在獲取NMR回波信號218期間，使用兩個面內讀出梯度214和 216，沿徑向軌跡在2D平面204、 206和208內采樣k-空間。相互正 交的面內梯度214和216與軸向梯度也正交。掃描期間，它們通過一 系列的值步進，以旋轉以下將進行詳述的徑向采樣路徑的視角。每個 面內讀出梯度在預定相(prephasing)梯度波瓣220和222之后，在復繞 梯度波瓣224和226之前。本領域技術人員應當認識到，可使用不同于優(yōu)選直線軌跡的采樣 軌跡，上述優(yōu)選直線軌跡從k-空間外邊界上的一個點出發(fā)，通過k-空 間中心，延伸至k-空間外邊界上的相對應的點。如上所提到的， 一種 變形是獲取部分沿軌跡采樣的NMR回波信號203，上述軌跡沒有延伸 穿過采樣k-空間容量的整個范圍。另一種與直線投影重構脈沖序列等 效的變形是沿曲線路徑而非直線路徑進行采樣。例如，在F.E.Boada等人的 "Fast Three Dimensional Sodium Imaging", MRM, 37:706響715，1997和K.V.Koladia等人的"Rapid 3D PC-MRA Using Spiral Projection Imaging", Proc.Intl.Soc.Magn.Reson.Med. 13(2005)以及 J.G..Pipe和 Koladia 的"Spiral Projection Imaging: a new fast 3D tmjectoiy"描述了這種脈沖序列。也很明顯，本發(fā)明也可使用這些采樣 方法的3D和2D版本，此處的術語"像素"表示2D或3D圖像中的 某個位置。上述的MRI系統(tǒng)可廣泛應用于臨床應用中，以獲取用于重構一個 或多個圖像的2D或3D投影視圖集。本發(fā)明的圖像重構方法在使用少 于獲取的投影視圖重構一個或多個圖像幀的掃描中特別有用。圖像重構方法的首個實施例指導MRI系統(tǒng)獲取二維投影視圖并重 構一系列描述了一段時間內對象的圖像幀。特別地，參考圖12，如處 理塊225所描述的，獲取一組投影視圖以獲取圖像幀。這些投影視圖 數(shù)量不多(如10個視圖)并盡可能的如圖2所示均衡分布在采樣k-空 間。由于獲取的投影視圖的數(shù)量不多，可在很短的掃描時間內獲取圖 像幀，但由于高度欠采樣k-空間，使用傳統(tǒng)方法所重構的圖像將出現(xiàn) 條紋偽影。下一步驟如處理塊227所示，組合從檢査對象獲取的全部投影視 圖并重構合成圖。這將包括先前獲取的投影視圖，上述視圖與用于當 前圖像幀的視圖交叉并提供更為完整的k-空間采樣。例如，參考圖6， 當前圖像幀投影視圖可采樣如點線30所示的k-空間，先前獲取的圖像 幀投影視圖可采樣如點劃線32和34所示的交叉k-空間軌跡。因為提 供了避免出現(xiàn)圖像偽影的足夠數(shù)量的視圖，可使用傳統(tǒng)方法根據(jù)視圖 30， 32和34重構合成圖。優(yōu)選實施例中，重構包括將組合獲取的k-空間投影數(shù)據(jù)再網(wǎng)格化到笛卡爾坐標，然后進行二維傅立葉逆變換 (2DFT)以生成合成圖。在228處進入循環(huán)，其中根據(jù)本發(fā)明的教導，反投影當前圖像幀 中的每個視圖。具體地說，通過進行處理塊229所示的一維快速傅立葉逆變換，將k-空間投影視圖轉換到Radon空間。然后，如處理塊231 所示，將轉換的投影進行反投影。圖4和上述方程(2)中描述使用近期 重構合成圖的高約束反投影。這是一個高約束反投影和歸一化步驟。 如處理塊233所示，將反投影的結果添加到被重構的圖像幀中，并且 在條件選擇塊235處進行測試，以確定是否對用于當前圖像幀的所有 投影視圖進行了反投影。若不是，如處理塊237所示，進行下一個投 影，當處理完用于當前圖像的所有視圖投影時，如處理塊239所示， 顯示重構圖像幀。如處理塊241所示，獲取并重構下一圖像幀。當條件選擇框243 確定處理完最后的圖像幀時，如處理塊245所示，停止掃描并存儲所 有的圖像幀。這樣，在掃描時，能夠快速獲取，及時重構并顯示圖像 幀。組合掃描期間獲取的圖像幀數(shù)據(jù)和先前獲取的數(shù)據(jù)以生成組合圖。 由于因對獲取的視圖進行了交叉，掃描期間對k-空間的采樣更為密集， 因此，掃描期間合成圖的質量得到提高或增加。合成圖中的先驗信息 用于約束并由此提高重構圖像幀的質量。個別時間幀投影，貫穿合成圖的相關投影和合成圖本身帶來了重 構圖像幀中的隨機噪聲?？梢宰C明，合成圖的SNR在每個重構圖像幀 的SNR中占支配地位。SNR是對象信號電平與對象內的噪聲標準偏 差的比值，CNR是背景噪聲的標準偏差與對象和標準電平差的比值。 總的SNR和CNR由隨機噪聲和條紋偽影產(chǎn)生的噪聲所限制。本發(fā)明 的高約束反投影重構內的SNR的隨機部分可表示如下SNRHYPR=SNRc，0Site/[ 1 +Nf/Nv2+Npix/(NPNV2)]1/2 ( 3)其中，SNR。。mp。slt6是合成圖的SNR， Nf是時間序列中的圖像幀數(shù)量，Nv 是投影中的對象像素數(shù)量，Npix是投影的像素數(shù)量(例如，2D為256， 3D為 256x256)， Np是每個圖像幀的投影數(shù)量。如果Np是10左右的話，SNR，。site 在S服中占支配地位。特別地，本發(fā)明也應用到其他獲取目標的交叉投影視圖的醫(yī)學成像形 式中。 一種成像形式是X-射線計算機斷層掃描。開始參考圖13和14，計算機斷層掃描(CT)成像系統(tǒng)310包括表示"三代"CT掃描儀的掃描架312。 掃描架312具有X-射線源313，向掃描架上與其位置相反的檢測器陣列316 投射X射線314的扇形束或錐形束。檢測器陣列316由多個檢測器元素318 組成，所述檢測器元素318聚集在一起，感知投射的穿過患者315的X-射 線。每個檢測器元素318產(chǎn)生電信號，上述電信號表示撞擊的X-射線光束 強度和當前穿過患者時光束的衰減。在獲取X-射線投影數(shù)據(jù)的掃描中，掃 描架312及其上的組件繞患者315內的旋轉中心319旋轉。CT系統(tǒng)的控制機構320管理掃描架的旋轉和X-射線源313的操作?？?制機構320包括X-射線控制器322和掃描架電動機控制器323， X-射線控 制器322向X-射線源313提供電力和定時信號，掃描架電動機控制器323 控制掃描架312的旋轉速度和位置?？刂茩C構320內的數(shù)據(jù)獲取系統(tǒng) (DAS)324由檢測器元素318中采樣模擬數(shù)據(jù)并將其轉換為后續(xù)使用的數(shù)字 信號。圖像重構器325，由DAS324中接收采樣并數(shù)字化的X-射線數(shù)據(jù)并根 據(jù)本發(fā)明的方法執(zhí)行高速圖像重構。重構的圖像作為計算機326的輸入， 計算機326在塊存儲裝置329中存儲圖像。計算機326還通過具有鍵盤的控制臺330接收操作者的命令和掃描參 數(shù)。相聯(lián)的顯示器332允許操作者觀察計算機326中的重構圖像和其他數(shù) 據(jù)。操作者提供計算機326使用的命令和參數(shù)以向DAS324、 X-射線控制器 322和掃描架電動機控制器323提供控制信號和信息。此外，計算機326 操作工作臺電動機控制器334，工作臺電動機控制器334控制機械化工作臺 336以定位患者315在掃描架312內的位置。類似于MRI系統(tǒng)，CT系統(tǒng)具有不同的臨床應用，其中，獲取并使用投 影視圖的2D或3D集，以重構患者的一幅或多幅圖像。但是，MRI系統(tǒng)獲取 的投影視圖由k-空間(或傅立葉空間)采樣構成，CT系統(tǒng)獲取的投影視圖由 Radon空間采樣構成。使用CT系統(tǒng)獲取的數(shù)據(jù)進行圖像重構需要獲取由 Radon空間到真實空間的轉換。特別地，參考圖15，本發(fā)明的第二個實施例指導CT系統(tǒng)獲取一系列 2D切片圖像。如處理塊250所示，獲取一組從中可重構2D圖像幀的投影視21圖。這可能是高度欠采樣獲取，獲取過程中，投影視圖均勻分布在以圖2B所示的均勻方式采樣Radon空間的空間視角。本實施例中，在圖像重構前， 完成掃描的數(shù)據(jù)獲取階段，并且在條件選擇框252決定掃描階段完成前， 獲取全部序列的圖像幀。例如，在造影劑流入需要關注的區(qū)域的動態(tài)研究 期間，獲取一系列的圖像幀。如第一個實施例所描述的，如圖6所示對掃 描期間獲取的投影視圖進行交叉，因此，在將其組合時構造合成數(shù)據(jù)集； 合成數(shù)據(jù)集中，即使每個圖像幀數(shù)據(jù)集欠采樣Radon空間，Radon空間也被 高度采樣。如處理塊254所示，在掃描獲取階段，獲取從組合投影視圖中重構的 合成圖。相互交叉每個圖像幀的均勻分布空間投影視圖集，以源于圖像幀 的組合的投影視圖進一步充分采樣Radon空間并產(chǎn)生更高質量的圖像。使 用諸如濾波反投影之類的傳統(tǒng)圖像重構技術，從上述組合投影視圖中重構 合成圖。然而在上述第一個實施例的描述中，掃描期間將附加的交叉投影 視圖添加到組合圖以提高其質量，而在第二個實施例中，充分使用獲取的 視圖重構單一合成圖。雖然使用如圖4所述的約束反投影方法重構每個圖像幀，然而第二個 實施例使用了一種等效方法。處理塊256中的步驟用于歸一化一個圖像幀。 通過首次計算合成圖中的投影視圖集執(zhí)行歸一化。更詳細地，為每個用于 構造如圖7所示的圖像幀的視角，計算合成圖的投影視圖。隨后，使用每 個上述組合圖的投影值P。歸一化響應幀圖像投影值P。也就是說，如上述 圖8所示，用源于組合圖的響應投影值P。除以每個幀圖像投影值P。如處理塊258所示，下一步驟是從歸一化圖像幀投影中重構圖像。這 是一種如圖3所示的非約束反投影，其中，每個歸一化投影中的射線總衰 減值均勻分布在射線路徑8的像素中。對圖像幀中的用于每個歸一化投影 視圖的非約束反投影值進行求和以構造非約束圖像幀數(shù)據(jù)集。該步驟中， 不使用通常與傳統(tǒng)反投影重構關聯(lián)的濾波，并且因為僅使用少量投影視圖， 上述非約束圖像幀數(shù)據(jù)集將包含許多條紋和其它圖像偽影。如處理塊260所示，下一步驟是用合成圖乘以非約束反投影圖像幀數(shù)據(jù)集以構造約束圖像。這是像素乘以像素的步驟，期間將非約束圖像幀數(shù) 據(jù)集中的每個像素值乘以合成圖中的相應像素值。如處理塊262所示，存儲并顯示得到的高約束圖像幀。如處理塊264所示，進一步重構圖像幀，直到條件選擇塊266確定使 用了掃描的數(shù)據(jù)獲取階段期間獲取的所有數(shù)據(jù)為止。雖然可根據(jù)特定臨床 應用進一步處理重構的圖像幀，但是掃描的重構圖像階段到此為止。本實 施例中，使用掃描期間獲取的全部視圖構造組合圖以使圖像幀的SNR得到 實質提高，但無法實時提供圖像幀。同時，在實時圖像空間對圖像幀進行 約束要優(yōu)于在Radon空間到實時圖像空間的反投影過程中進行約束。雖然在圖像SNR的角度上，使用所有掃描期間獲取的差值視圖構造組 合圖是更好的選擇，但也存在一些情況，其中不完全使用所有獲取的視圖 是更好的選擇。例如，動態(tài)研究期間，掃描過程中被成像的對象可充分地 變化。為更好地捕獲系列重構圖像幀中的這種變化，使用在重構圖像幀時 獲取的合成圖中的視圖是更好的選擇。換言之，在時間窗內獲取用于構造 合成圖的視圖，時間窗包括獲取圖像幀視圖前后時間內重構的圖像幀和選 取的一定數(shù)量的視圖?？蛇x擇窗口尺寸以在一方面寬窗口提供的較好的SNR 和另一邊方面窄窗口提供的對象時域變化的更精確描述間提供最好的平 衡。上述選擇可在掃描完成后進行，重構圖像階段期間，選擇用于合成圖 的不同窗口尺寸以找到優(yōu)化的平衡。特別地，參考圖16，本發(fā)明的另一優(yōu)選實施例使用CT系統(tǒng)，獲取時 間分辨3D圖像幀。如處理塊267所示， 一段時間內，通過獲取在均勻間隔 或交叉的視角上的錐形束投影視圖，獲取一系列2D圖像幀。將每個圖像幀 投影視圖集的數(shù)量進行限制，以提高每個圖像幀的時間分辨率，同時使用 上述實施例中的方法對連續(xù)圖像幀的錐形束投影視圖進行相互交叉。如處 理塊268所示，完成掃描的數(shù)據(jù)獲取階段時，組合并使用源于連續(xù)圖像幀 的錐形束投影視圖以重構組合圖。這是傳統(tǒng)錐形束圖像重構，其使用基于 L. A. Feldkamp， L C. Davis 禾卩 J.W.Kress, " Practical Cone Beam Algorithm, " J. Opt. Soc. Am. Al, 612—619 (1984); G. Wang， T. H. Lin， P. Cheg，禾口 D. M. Shinozaki， "A General Cone-Beam Reconstruction Algorithm,，， IEEE Trans, Med. Imging 12， 486-496中披露的公知技術進行。合成圖的內容高度約束根據(jù)本發(fā)明的圖像重構。這在將視域中的對象 移出最終圖像的該實施例中具有優(yōu)勢。如處理塊269所示，通過編輯合成 圖以刪除不需要的對象內容。更具體地，在合成圖中識別對應于將被移出 結構的像素。合成圖的第一份副本中，將識別區(qū)域外的所有像素設置為0， 合成圖的第二份副本中，將識別區(qū)域內的所有像素設置為0。使用包含有不 需要的結構的合成圖的第一份副本，沿掃描期間的每個投影角進行投影。 于是從相應視角獲取的投影數(shù)據(jù)中剔除不需要的結構的投影視圖，以移出 多數(shù)不需要的信號。在以下描述的高約束重構中使用其中將對應于不需要 結構的像素設為0的合成圖的第二份副本，以排除任何遺留的不需要的信 號?？赏ㄟ^刪除諸如金屬對象之類的結構手工進行編輯，或者通過從合成 圖中剔除掩碼圖像以自動完成。為從不受造影劑影響的圖像幀中移除結構， 掩碼圖像可能是諸如造影劑注射前的目標圖像。繼續(xù)參考圖16，進入循環(huán)，循環(huán)中，根據(jù)本發(fā)明的技術，重構每個獲 取的3D圖像幀。如處理塊270所示，第一步是歸一化獲取的圖像幀投影。 這與圖16的處理塊256所描述的方式完全相同。即對每個圖像幀投影角計 算合成圖投影，然后用其對應的合成圖投影值P。除以圖像幀投影值P。使用歸一化圖像幀投影，下一步驟如處理塊272所示，在一個獲取的 圖像幀中使用所有錐形束投影視圖生成3Dk-空間圖像幀數(shù)據(jù)集。雖然可使 用多種方式，但Guang-HongChen在2004年6月4日提交的標題為"Fourier Space Tomographic Image Reconstruction Method ，， 的美國專利 10/861,579作為優(yōu)選方法通過引用在此被并入。這樣，在三維笛卡爾網(wǎng)格 上，將發(fā)散的錐形束投影視圖轉換到k-空間采樣。如處理塊274所示，通過下次執(zhí)行反向三維傅立葉變換(3DFT)，將結 果圖像幀k-空間數(shù)據(jù)集轉換到真實空間。這是MRI系統(tǒng)中通用的傳統(tǒng)轉換， 也是3D非約束圖像幀的結果。由于限制了單個圖像幀中使用的視角數(shù)量， 上述非約束圖像幀將包含偽影和噪聲。使用合成圖進行偽影去除，約束非約束圖像幀。在具體實施例中，非約束圖像幀首先如處理塊274所示被歸一化，然后如處理塊276所示，通 過將那里的每個像素值乘以合成圖內相應的像素值進行約束。如處理塊278 所示，重復每個獲取的圖像幀。當條件選擇塊280確定重構完最后的圖像 幀時，如處理塊282所示，存儲并顯示圖像幀。上述實施例中，用于重構合成圖的先驗信息由交叉投影視圖處的多個 圖像幀獲取產(chǎn)生。然而，本發(fā)明還有其它臨床應用，上述臨床應用中，在 先驗信息用于高質量合成圖中，其中一種是通過位置發(fā)射X線斷層攝影術 (PET)掃描儀來獲得數(shù)據(jù)，無需獲取附加投影視圖。特別地，參考圖17， PET掃描儀系統(tǒng)包括掃描架410，掃描架410支 撐環(huán)繞中央開口或孔412的檢測器環(huán)組件411。掃描架控制器417安裝在掃 描架410內，其響應源于操作者工作臺415通過第二串行通信鏈路418接 收到的命令以操作掃描架。檢測器環(huán)組件411由檢測器塊420組成。每個塊420包括一組發(fā)光晶 體光電倍增管。在掃描架410內安裝一組獲取電路425以接收源于檢測器 環(huán)411內的每個模塊420的信號。獲取電路425確定每個發(fā)光晶體塊的事 件坐標，將這些坐標(x,z)連同晶體塊信號的總和一起數(shù)字化并通過電纜 426發(fā)送到獨立機柜428內的事件定位器電路427。每個獲取電路425還生 成指示發(fā)光時間發(fā)生的確切時刻的事件檢測脈沖(EDP)。事件定位器電路427是數(shù)據(jù)獲取處理器430的一部分，數(shù)據(jù)獲取處理 器430周期性采樣獲取電路425產(chǎn)生的信號。處理器430包括底板總線結 構431和獲取CPU429，獲取CPU429控制總線431的通信并將處理器430 連接到本地網(wǎng)418。事件定位器427由一組獨立的電路板組成，每個電路板 均連接到電纜426并從掃描架410中的相應獲取電路425中接收信號。事 件定位器427通過檢測獲取電路425產(chǎn)生的事件脈沖(EDP)，使用處理器430 的操作同步事件，并將其轉換成用于指示當前采樣周期內發(fā)光事件何時發(fā) 生的8-bit時間標記。如果發(fā)光總能量超出511keV的土20%，電路427將丟 棄任何檢測到的事件。每個采樣周期內，將關于每個有效事件的信息組裝成精確指示事件何時發(fā)生和檢測到事件的發(fā)光晶體位置的數(shù)字號碼。將上述事件數(shù)據(jù)包傳輸?shù)綌?shù)據(jù)獲取處理器430中的匹配檢測器432中。匹配檢測器432從事件定位器427中接收事件數(shù)據(jù)并確定它們中的兩 個是否匹配。拋棄不成對的事件，定位匹配事件對，并將其記錄為通過串 行鏈接433傳輸?shù)椒诸惼?34的匹配數(shù)據(jù)包。每個匹配數(shù)據(jù)包包括精確識 別檢測事件的兩個閃爍晶體地址的一對數(shù)字號。從而，能夠確定匹配事件 產(chǎn)生的射線路徑的位置和角度。分類器434是構成圖像重構處理器440的一部分的電路。圖像重構處 理器440構造在底板總線441周圍。圖像CPU 442控制底板總線441，并通 過本地網(wǎng)418連接到處理器440。存儲器模塊443也連接到底板441，并存 儲用于以下將詳細描述的重構圖像的數(shù)據(jù)。陣列處理器445也連接到底板 441，并根據(jù)圖像CPU 442的指引操作，使用存儲器模塊443中的數(shù)據(jù)重構 圖像。作為結果的圖像陣列446被存儲在存儲器模塊443中，并由圖像CPU 442輸出到操作者工作臺415。分類器434接收匹配數(shù)據(jù)包并據(jù)其生成用于匹配數(shù)據(jù)有效存儲的存儲 器地址。所有指向相同方向(e )并穿過掃描儀視域的匹配事件射線集是完 整的投影或"視圖"。投影視圖中的具體射線路徑和視圖區(qū)域中心之間的距離(R)定位視圖 內的射線。例如，如圖17所示，事件460沿投影射線462發(fā)生，投影射線 462位于投影角e和距離R的視圖內。掃描期間，通過將匹配數(shù)據(jù)包分類， 分類器434計算所有發(fā)生在投影射線(R, e)上的事件，上述匹配數(shù)據(jù)包指 示位于上述投影射線上的兩個發(fā)光晶體上的一個事件。發(fā)射掃描期間，在 存儲器443中將匹配計數(shù)組織成一組二維陣列，每個軸向圖均有一個陣列， 并且每個陣列具有作為投影角9的一維和作為距離R的另一維。所測量的 匹配事件的9 -R圖稱之為柱狀圖，更通常的說法是竇腔X線陣列448。匹配事件隨機發(fā)生，分類器434快速由每個匹配數(shù)據(jù)包中的兩個發(fā)光 晶體地址中確定e和R值，并確定相應竇腔X線陣列元素的計數(shù)增量。完 成發(fā)射掃描時，竇腔X線陣列448存儲沿每條射線發(fā)生的湮滅事件的總數(shù)。這種湮滅事件的數(shù)目表示發(fā)射掃描期間沿射線R， e的正電子湮滅事件的數(shù) 量，幾分鐘內數(shù)以百萬計的事件被代表性記錄。這些數(shù)字用于重構斷層掃 描圖。PET圖像的質量很大程度上依賴于發(fā)光事件的數(shù)量，發(fā)光事件可在竇 腔X線448聚積。掃描持續(xù)的時間越長，檢測到的發(fā)光事件的數(shù)量就越大， 重構圖像的質量就越好。特別地，參考圖18， PET掃描儀使用本發(fā)明實現(xiàn)時間分辨發(fā)射掃描。 如處理塊460所示，發(fā)射掃描開始于向檢査對象注射放射性物質。診斷成 像中常用的主要放射性物質是氟-18('8F)，碳-11("C)，氮-13("N)和氧 -15('50)。通過將其合并到諸如葡萄糖或二氧化碳之類的物質內，可將其應 用到所謂的"放射性藥物"的放射性追蹤中。將放射性藥物注射到患者體 內，并與諸如葡萄糖代謝、脂肪酸代謝和蛋白質代謝等的進程相關。將對象放置在PET掃描儀的孔412內，如處理塊462所示，檢測并計 數(shù)發(fā)光事件。如上所述，對于投影視圖9內的每個射線R，檢測、分類發(fā)光 事件并將其作為計數(shù)存儲在竇腔X線448內。在條件選擇塊464確定的相 對較短的時間間隔內計數(shù)并累積事件。上述時間間隔決定發(fā)射掃描的時間 分辨率，例如，其可以是傳統(tǒng)發(fā)射掃描期的十分之一。如處理塊466所示，時間間隔期滿時，將累積的發(fā)光事件計數(shù)作為時間間隔的竇腔X線468存 儲。繼續(xù)進行發(fā)射掃描，在每個時間間隔后存儲累積的竇腔X線計數(shù)，直 到條件選擇塊470檢測到掃描結束。掃描結束可能是預設時間或預設時間 間隔數(shù)。在任何情況，發(fā)射掃描期間將產(chǎn)生多個時間間隔竇腔X線468，并 且最后一個竇腔X線468將存儲整個發(fā)射掃描的總數(shù)?，F(xiàn)在開始掃描的圖像重構階段，該階段內重構指示每個時間間隔末期 放射性藥物吸收的圖像幀。首先，如處理塊472所示，重構合成圖。這使 用發(fā)射掃描期間存儲的最后竇腔X線468進行傳統(tǒng)反投影重構。這包括用 于整個發(fā)射掃描的累積的發(fā)光事件，并且圖像質量將會是最好的。在474處進入循環(huán)，其中使用合成圖重構事件分辨圖像幀。更詳細地，如處理塊476所示，對存儲的每個時間間隔竇腔X線468執(zhí)行高約束反投 影。如公式(2)和圖4所示，使用近期重構合成圖進行上述高約束反投影。 這是高約束反投影和歸一化步驟，其中用于時間間隔竇腔X線468內的每 個視圖e內的每個射線R的累積的發(fā)光計數(shù)沿其射線路徑進行反投影，乘 以合成圖中的相應像素值，并除以沿相同射線路徑的合成圖像素值的總和。 用于每個射線路徑R, e的作為結果的反投影值被添加到重構的圖像幀中。重復圖像幀重構過程476直到條件選擇框480檢測到生成了對應于每 個時間間隔竇腔X線468的圖像幀。因此，在掃描發(fā)射的每個時間間隔， 生成一組指示放射性藥物吸收的圖像幀。通過在高約束反投影重構中使用 較高質量的合成圖，每個圖像幀的圖像質量較使用低湮滅事件計數(shù)的傳統(tǒng) 圖像重構得到充分提高。PET掃描儀實施例中，使用掃描期間多個時間間隔中的每個內的同一 組視圖獲取的數(shù)據(jù)，而不是使用掃描期間獲取的附加交叉視圖構造合成圖。 該實施例中，通過提高每個視圖的SNR而不是如先前實施例描述的視圖數(shù) 量來提高合成圖質量。例如，在X-射線CT中可使用相同策略，以在不降低 圖像質量的情況下減少X-射線曝光。這種實施例中，使用每個圖像幀內同 組的投影角獲取一組圖像幀。然而，降低了 X-射線的劑量以降低對患者的 輻射。通過使用帶有通過組合每個圖像幀獲取期間制造的低劑量衰減測量 生成的合成圖的本發(fā)明的高約束重構方法，幀圖像的SNR得以維持。與其 在PET掃描儀實施例中加入關聯(lián)事件計數(shù)，所述X-射線實施例中的"組合"是獲取的幀圖像內的所有相應衰減測量的平均值。相同的圖像重構策略可用于重構單光子發(fā)射型計算機斷層儀(SPECT) 系統(tǒng)中獲取的圖像。相對于PET掃描儀，SPECT系統(tǒng)累積檢測到的源于對象 的沿不同射線路徑發(fā)射的光子的計數(shù)。掃描期間，緩慢移動伽馬相機以累 積不同視角上的計數(shù)。使用本發(fā)明，通過更快地移動伽馬相機并重復穿越 同一系列的視角以獲取一組圖像幀。為了不增加總掃描時間，在每個視角 累積較少的計數(shù)，但是使用合成圖維持每個重構圖像幀的SNR，通過一起添 加用于每個視角的所有計數(shù)，構造上述合成圖。特別地，參考圖19和20，用于重構層析X-射線攝影合成圖的本發(fā)明 的一個實施例使用專門設計用于與干涉過程有關的X-射線系統(tǒng)。其特征在于具有包含C型臂510的掃描架，C型臂510的一端具有X-射線源組件512， 另一端具有X-射線探測器組件514。當醫(yī)生檢查患者時，掃描架使X-射線 源512和探測器514適應圍繞安置在工作臺516上的患者的不同的位置和 角度。掃描架包括L形底座518，底座518具有水平腿520和垂直腿522，水 平腿520延伸到工作臺516下方，垂直腿522在放置在工作臺516的水平 腿520的末端并向上延伸。支撐臂524可旋轉的安裝在垂直腿522的上端， 以繞水平旋轉軸526旋轉。旋轉軸526與工作臺516的中心線對齊，臂524 從旋轉軸526向外做放射狀延伸以支撐其外端的C型臂驅動組件527。 C型 臂可滑動地安裝在驅動組件527上并耦合到驅動發(fā)動機(未顯示)，驅動發(fā) 動機滑動C型臂510以使其繞箭頭530所示的C-軸528旋轉。旋轉軸526 和C-528軸在工作臺516上的中心536處垂直相交。C型臂510的一端安裝了 X-射線源組件512，另一端安裝了 X-射線探 測器組件514。如以下將詳述的，X-射線源512發(fā)射檢測器陣列514指引的 錐形束X-射線。組件512和514均成放射狀向內延伸至諸如通過系統(tǒng)中心 536的錐形蘇的中心射線的旋轉軸526。這樣，在由放置在工作臺516的對 象中獲取X-射線衰減數(shù)據(jù)期間，錐形束的中心射線在旋轉軸526或C-軸528 或二者周圍的系統(tǒng)中心周圍旋轉。如圖21所示，X-射線源組件512包括X-射線源532， X-射線源532在 受激時發(fā)射錐形束X-射線。中心射線534穿過系統(tǒng)中心536并撞擊到安裝 在檢測器組件514內的二維平板數(shù)字檢測器538。檢測器538是2048x2048 的檢測器元素二維陣列，其尺寸為41crn x 41cm。每個元素產(chǎn)生表示X-射 線撞擊強度的電信號，并由此產(chǎn)生X-射線通過患者時的衰減。掃描期間， X-射線源532和檢測器陣列538繞系統(tǒng)中心536旋轉以獲取不同角度的X-射線衰減投影數(shù)據(jù)。檢測器陣列每秒能獲取30個投影或視圖，這是決定對 于指定的掃描路徑和速度，可獲取多少視圖的限定因素。特別地，參考圖20，通過CT系統(tǒng)的控制機構540控制組件512和514 的旋轉以及X-射線源的操作?？刂茩C構540包括向X-射線源532提供電力 和時間信號的X-射線控制器542?？刂茩C構540內的數(shù)據(jù)獲取系統(tǒng)(DAS)544 從檢測器元素538中采樣數(shù)據(jù)并將數(shù)據(jù)傳送到圖像重構器545。圖像重構器 545，從DAS544接收數(shù)字化X-射線數(shù)據(jù)并根據(jù)本發(fā)明的方法進行高速圖像 重構。重構的圖像作為計算機546的輸入，計算機546在塊存儲設備549 中存儲圖像或對圖像進行進一步處理。控制機構540還包括旋轉軸電動機控制器547和C-軸電動機控制器 548。響應計算機546的移動命令，電動機控制器547和548向X-射線系統(tǒng) 中的電動機提供電力，上述X-射線系統(tǒng)生成分別繞旋轉軸526和C-軸528 的旋轉。計算機546執(zhí)行的程序向電動機驅動547和548發(fā)送移動命令， 使組件512和514沿指定掃描路徑移動。計算機546還通過控制臺550，從操作者處接收命令和掃描參數(shù)，控 制臺550提供鍵盤和其它人工操作的控制。相關的陰極射線管顯示器552 允許操作者觀察計算機546中的重構圖像和其它數(shù)據(jù)。根據(jù)存儲的程序， 計算機546使用操作者提供的命令向DAS544、 X-射線控制器542和電動機 控制器547及548提供控制信號和信息。此外，計算機546操作工作臺電 動機控制器554，工作臺電動機控制器554控制機械化工作臺516將患者定 位到系統(tǒng)中心536相關的位置。計算機546存儲使其能執(zhí)行掃描的程序，掃描期間，提取生理信息以 顯示血液灌注到組織。在使用層析X-射線攝影合成方法的造影劑前，獲取 第一張參考圖像，然后當造影劑流入需要關注的區(qū)域時，在一秒間隔處， 獲取一系列的層析X-射線攝影合成圖。在參考圖像減少后，使用層析X-射 線攝影合成圖計算區(qū)域血流量(rBF)、區(qū)域血容量(rBV)和區(qū)域平均通過時 間(rMTT)并生成相應的參數(shù)圖像。特別地，參考圖22，執(zhí)行掃描時，以指定方向移動掃描架以如處理塊 600所示，獲取參考層析X-射線攝影合成數(shù)據(jù)集。如圖23所示，通過同步 操作旋轉軸發(fā)動機控制器547和C-軸發(fā)動機控制器548執(zhí)行掃描路徑，以在中心536以下沿圓形或橢圓形軌道移動X-射線源532，在中心536以上 沿相應圓形軌道移動檢測器538。圓形軌道的尺寸由很多因素所確定，但其 目標是使路徑的有界區(qū)域盡可能大。約束因素是，掃描架應該以需要用于 捕獲發(fā)生在造影劑流入期間的動態(tài)改變的幀率，穿過整個圓形路徑，以獲 取單個層析X-射線攝影合成數(shù)據(jù)集。本發(fā)明的該實施例中，以這種方式獲 取10個層析X-射線攝影合成圖數(shù)據(jù)集，并平均相應視圖以構造參考層析x-射線攝影合成數(shù)據(jù)集。如處理塊602所示，從獲取的參考數(shù)據(jù)集中重構參考層析X-射線攝影 合成圖。參考數(shù)據(jù)集中的每個獲取的視圖均是在圓形掃描路徑上的特定點 獲取的X-射線照片。通過添加這些X-射線照片和將其相互轉換重構2D圖 像。通過轉換程度確定2D圖像的位置，這樣2D X線斷層照片可選擇地位 于系統(tǒng)中心536的上方或下方。如處理塊604所示，獲取參考層析X-射線攝影合成圖之后，向對象注 射造影劑并進入循環(huán)，循環(huán)中，當造影劑流入需要關注的區(qū)域時，獲取一 系列層析X-射線攝影合成數(shù)據(jù)集。X-射線源532和檢測器陣列538沿圖23 所示的圓形路徑連續(xù)移動，如處理塊606所示，連續(xù)獲取視圖。在每個循 環(huán)掃描完成時(近似一秒)，如處理塊608所示，獲得的視圖保存作為層析 X射線照相組合數(shù)據(jù)集。數(shù)據(jù)獲取過程持續(xù)足夠長的時間以捕獲全部的組 織反差增強曲線，時間大概在15至60秒，這取決于注射的位置和速率， 需要關注的區(qū)域和當前的病理狀況。然后，如條件選擇框610所示，結束 數(shù)據(jù)獲取階段，如處理塊612所示，使用每個獲取的層析X-射線攝影合成 數(shù)據(jù)集重構相應的圖像幀。根據(jù)本發(fā)明的重構層析x-射線攝影合成圖像幀 將在以下詳細描述。重構每個圖像幀后，將從中剔除參考層析X-射線攝影合成圖。結果是一系列不同的描述血液流入需要關注的區(qū)域的動脈和組織的層析X-射線攝 影合成圖。這個信息用于計算測量組織中的血液灌注的多個參數(shù)。通常， 在多于一個平面內重構層析X-射線攝影合成圖，因此可在需要關注的區(qū)域 的不同位置評估血液灌注。此外，為完成參數(shù)計算，需要動脈反差增強曲31線，這要求同一平面內的層析x-射線攝影合成圖，上述平面包括提供血液到感興趣的組織的動脈。如處理塊614所示，通過對組織反差增強曲線和動脈反差增強曲線進行巻積，計算描述血液流入組織的區(qū)域平均通過時間(rMTT)的圖像。兩條 曲線均由層析X-射線攝影合成圖集提供。如處理塊616所示，隨后計算區(qū) 域血容量(rBV)圖。通過組織反差增強曲線和動脈反差增強曲線下面的面積 比計算毛細血管網(wǎng)絡內的流動血液容量。最后，在處理塊618處計算區(qū)域 血流量(rBF)。使用中央容量原則，血流信息源于rBV和rMTT信息。特別地，參考圖24，通過約束帶有合成圖的重構，進行層析X-射線攝 影合成圖像幀的約束。因此，第一步如處理塊622所示，生成合成圖。這 通過在各自的層析X-射線攝影合成數(shù)據(jù)集中組合相應X-射線照片視圖以生 成合成層析X-射線攝影合成數(shù)據(jù)集來完成。更詳細地，平均層析X-射線攝 影合成數(shù)據(jù)集中的相應值(例如，其中相同的X-射線照片視角和x，y位置) 以產(chǎn)生合成層析X-射線攝影合成數(shù)據(jù)集。然后，使用層析X-射線攝影合成 重構算法，以從層析X-射線攝影合成數(shù)據(jù)集中生成一個或多個合成圖切片。 該步驟中，可使用諸如美國專利No. 4， 903， 204中描述的方法在內的多個標 準方法。然后進入循環(huán)，循環(huán)中，從每個獲取的層析x-射線攝影合成數(shù)據(jù)集中重構圖像幀。首先，如處理塊624所示，歸一化數(shù)據(jù)集中的一個視圖。這 通過將其中的每個值除以合成層析X-射線攝影合成數(shù)據(jù)集的相同視圖內的 相應投影值完成。然后，如處理塊626所示，反投影X-射線照相視圖中的 歸一化值。這是非約束反投影，其使用用于生成合成圖的相同算法。如處 理塊630所示，將結果值添加到用于重構的圖像幀中。如處理塊631所示，對獲取的層析X-射線攝影合成數(shù)據(jù)集中的每個視 圖重復該過程，直到條件選擇塊632確定當前圖像幀內的所有視圖均被處 理。然后，如圖633所示，通過將其中的每個像素值乘以合成圖中的相應 像素值來約束結果切片圖。然后，如處理塊634所示，對每個圖像幀重復 該過程，直到條件選擇塊636確定所有層析X-射線攝影合成數(shù)據(jù)集均被處理以生成相應的圖像幀。上述特定實施例可存在很多變形。例如，Radon空間或真實空間內的 合成圖乘法也可等效在k-空間執(zhí)行。類似的，上述描述的Radon空間內的 歸一化步驟也可等效在k-空間執(zhí)行。此外，使用本發(fā)明還可提高已存在圖 像的質量。例如，PET掃描中，通常使用完全采樣且?guī)碓肼??？芍赝队叭?采樣圖像，并在本發(fā)明的高約束反投影中使用結果投影以重構具有較高SNR的圖像。特別地，本發(fā)明應用到?jīng)]有伴隨重要背景結構的重要臨床結構的臨床 應用。因為將反投影信號聚焦到對象結構而非背景結構上，這種"稀疏" 圖像能夠執(zhí)行幾乎精準的圖像重構。通過在圖像重構前，使用掩碼圖像剔 除非脈管系統(tǒng)結構，加強了上述CEMRA臨床應用的稀疏性。可以預期，通 過在圖像重構前剔除類似圖像數(shù)據(jù)以構造稀疏數(shù)據(jù)集并在圖像重構后將其 重新加入，本發(fā)明能夠成功應用到其它具有相當多的背景結構的臨床應用。本發(fā)明優(yōu)選的MRI實施例中，獲取光線的k-空間投影視圖并將其傅立 葉變換到Radon空間以根據(jù)本發(fā)明進行圖像重構。也可使用其它k-空間采 樣軌跡。 一種變化是獲取部分沿并不延伸穿過整個采樣k-空間容量的延伸 的軌跡進行采樣的醒R應答信號。另一種等效于直線投影重構脈沖序列的 變化是沿曲線而非直線路徑進行采樣。例如，在F.E.Boada等人的"Fast Three Dimensional Sodium Imaging", MRM， 37:706-715,1997 禾口 K. V. Koladia等人的"Rapid 3D POMRA Using Spiral Projection Imaging" Proc. Intl. Soc. Magn. Reson. Med. 13(2005)以及 J. G. . Pipe禾口 Koladia 的，，Spiral Projection Imaging: a new fast 3D trajectory"描述這禾中 脈沖序列。不考慮采樣軌跡的使用，可網(wǎng)格化k-空間采樣點以構造一系列 可根據(jù)本發(fā)明教導的進行處理的光線投影。
權利要求
1、一種生成對象圖像的方法，所述對象位于醫(yī)學成像系統(tǒng)的視域(FOV)內，包括以下步驟a)使用所述醫(yī)學成像系統(tǒng)，獲取位于FOV內的對象投影視圖；b)使用獲取的投影視圖生成合成圖，所述投影視圖表示位于FOV內的所述對象的每個合成圖像素點處的值；c)通過以下步驟重構所述對象的圖像c)i)將投影視圖反投影到所述FOV，并通過所述合成圖將反投影值加權到每個圖像像素；和c)ii)求和每個圖像像素的反投影值。
2、 根據(jù)權利要求1所述的方法，其中在步驟c)i)中使用以下方法計 算每個圖像像素反投影值，s =(P Xcj / IX其中:P 二被反投影的投影視圖值；cn =:所述合成圖中的相應像素值；s 二:沿反投影路徑的第n個像素值;沿反投影路徑的像素總數(shù)。
3、 根據(jù)權利要求1所述的方法，其中步驟b)包括編輯所述合成圖， 以移除其上的某個對象并因此充分減少重構圖像內所述對象的出現(xiàn)。
4、 根據(jù)權利要求1所述的方法，其中步驟c)i)中所述的加權包括， 使用合成圖的相應視圖歸一化每個投影視圖，以及用合成圖中的相應像素 值乘以所述反投影值。
5、 根據(jù)權利要求l所述的方法，其中所述FOV是三維的，生成三維圖 像，并且步驟C)中重構的圖像Iu,y,z)是其中，和(S)是用于重構所述圖像的所有投影視圖；I(x,y,z)是像素位置x，y，z除的圖像值；P(r,e,)是從視角9 ,①處的投影視圖的反投影值；C(x,y,z)是像素位置x, y, z處的合成圖值；P。(r， e ， o)是從視角e, o處的合成圖的投影剖面值。
6、 根據(jù)權利要求4所述的方法，其中充分使用步驟a)中獲取的所有 投影視圖，以生成所述合成圖。
7、 根據(jù)權利要求4所述的方法，其中在獲取所有投影視圖的掃描期間 內，獲取每組交叉視圖，并且步驟b包括使用一組交叉投影視圖和在獲取所述一組交叉投影視圖的接近的時間 點上獲取的投影視圖，從所述一組交叉投影視圖中生成用于重構圖像的合 成圖。
8、 根據(jù)權利要求1所述的方法，其中步驟a)中通過累積一段時間內 的計數(shù)獲取所述投影視圖，步驟b)中使用所述投影視圖以生成包括整個時 間段內充分累積的計數(shù)的合成圖，步驟c)使用所述投影視圖以重構包括部 分所述時間段內累積的計數(shù)的圖像。
9、 根據(jù)權利要求8所述的方法，其中所述醫(yī)學成像系統(tǒng)是PET掃描儀，所述計數(shù)表示檢測到的正電子湮滅事件的數(shù)量。
10、 根據(jù)權利要求8所述的方法，其中所述醫(yī)學成像系統(tǒng)是SPECT掃描儀，所述計數(shù)表示檢測到的光子的數(shù)量。
11、 根據(jù)權利要求l所述的方法，其中步驟a)中獲取的投影視圖是在 一組視角上重復獲取的X-射線照片視圖，步驟b)通過平均相同視角上獲取 的所述X-射線照片視圖和從平均后的X-射線照片視圖中重構合成圖來生成 所述合成圖。
12、 根據(jù)權利要求ll所述的方法，其中使用層析X射線攝影合成重構來重構所述合成圖。
13、 根據(jù)權利要求l所述的方法，其中還包括d) 使用所述醫(yī)學成像系統(tǒng)，獲取位于所述FOV內的所述對象的附加視圖；e) 根據(jù)所述附加視圖重構掩碼圖像；f) 在執(zhí)行步驟c)之前，從合成圖中剔除所述掩碼圖像。
14、 一種生成對象圖像的方法，所述對象位于醫(yī)學成像系統(tǒng)的視域(FOV)內，包括以下步驟a) 使用所述醫(yī)學成像系統(tǒng)，獲取位于所述FOV內的所述對象的多個視圖；b) 使用步驟a)中獲取的視圖重構合成圖，所述視圖包含每個合成圖 像素點處的值，所述像素表示所述FOV內的所述像素位置的所述對象；c) 通過以下步驟重構所述對象的圖像c)i)從步驟a)中獲取的視圖中生成圖像數(shù)據(jù)集；c)ii)通過將每個圖像像素位置處的所述圖像數(shù)據(jù)集內的值乘以所述 合成圖內的相應像素值，生成所述F0V內的所述對象的約束圖像；和 c)iii)通過歸一化所述約束圖像，生成所述對象的圖像。
15、 根據(jù)權利要求14所述的方法，其中從步驟a)獲取的視圖中構造 數(shù)據(jù)集，所述視圖描述了從一組投影角的所述F0V中的所述對象，并且步 驟c)iii)中，通過以下步驟歸一化所述約束圖像在每個投影角計算所述合成圖的投影；用每個合成圖投影內的值除以所述約束圖像內的每個像素值。
16、 根據(jù)權利要求14所述的方法，其中步驟a)中獲取的視圖是交叉 投影角處獲取的投影視圖，步驟c)i)中生成的圖像數(shù)據(jù)集包括從一組所述 投影視圖中生成的圖像數(shù)據(jù)集，并且步驟c)iii)中的歸一化約束圖像包括在一組所述投影視圖的每個投影角計算所述合成圖的投影； 用每個合成圖投影內的值除以所述約束圖像內的每個像素值。
17、 根據(jù)權利要求14所述的方法，其中步驟c)i)中生成的圖像數(shù)據(jù) 集包括從步驟a)獲取的視圖中選擇一組視圖；和 將選擇的視圖從獲取空間變換到真實空間。
18、 根據(jù)權利要求17所述的方法，其中所述獲取空間是k-空間，所 述變換是反向傅立葉變換。
19、 根據(jù)權利要求18所述的方法，其中所述選擇的視圖是投影視圖，所述變換包括將投影視圖變換到k-空間。
20、 根據(jù)權利要求17所述的方法，其中獲取空間是Radon空間，所述 變換是每個視圖的反投影。
21、 根據(jù)權利要求14所述的方法，其中從步驟a)中獲取的所有視圖 重構所述合成圖；步驟c)中，從步驟a)獲取的部分視圖生成所述圖像數(shù)據(jù) 集。
22、 根據(jù)權利要求14所述的方法，其中還包括以下步驟d)使用步驟a)中獲取的視圖中的不同視圖，通過重復步驟c)生成對 象的附加圖像。
23、 根據(jù)權利要求22所述的方法，其中步驟a)中獲取的視圖是不同 視角處獲取的投影視圖。
24、 根據(jù)權利要求14所述的方法，其中在一段對象發(fā)生改變的時間內， 獲取步驟a)獲取的視圖；步驟c)i)包括選擇執(zhí)行步驟a)的時間間隔內獲取 的一組視圖；步驟b)包括選擇時間窗內獲取的一組視圖，所述時間窗包括 并長于所述時間間隔。
25、 根據(jù)權利要求14所述的方法，其中所述醫(yī)學成像系統(tǒng)是核磁成像 系統(tǒng)，每個視圖采樣k-空間直線。
26、 根據(jù)權利要求14所述的方法，其中所述醫(yī)學成像系統(tǒng)是X-射線 CT系統(tǒng)，每個視圖是Radon空間投影。
27、 根據(jù)權利要求14所述的方法，其中所述醫(yī)學成像系統(tǒng)是X-射線 CT系統(tǒng)，每個視圖是X-射線照片。
28、 一種生成對象圖像的方法，所述對象位于醫(yī)學成像系統(tǒng)的視域(F0V)內，包括以下步驟a) 使用所述成像系統(tǒng)，獲取位于所述FOV內的所述對象的多個視圖；b) 使用步驟a)中獲取的視圖重構合成圖，以提供將被成像對象的先 驗知識；c) 選擇步驟a)中獲取的一組視圖，重構所述對象的圖像，其中在圖 像重構中使用合成圖中的所述對象的先驗知識，以提高圖像質量。
29、 根據(jù)權利要求28所述的方法，其中步驟c)包括 c)i)將選擇的視圖反投影到所述FOV;和c)ii)基于每個圖像像素處的所述對象的先驗知識，將反投影值加權 到每個FOV圖像像素。
30、 根據(jù)權利要求29所述的方法，其中步驟c)ii)包括 用合成圖內的值乘以每個反投影圖像像素值； 歸一化所述乘法的積。
31、 根據(jù)權利要求29所述的方法，其中步驟c)包括在步驟c)i)的反 投影之前，對每個選擇的視圖進行傅立葉變換。
32、 根據(jù)權利要求28所述的方法，其中步驟c)包括 c)i)將選擇的一組視圖變換到真實空間圖像；和c)ii)基于每個圖像像素處的所述對象的先驗知識，加權所述真實空 間圖像像素值。
33、 根據(jù)權利要求32所述的方法，其中步驟c)I)是反向傅立葉變換。
34、 一種生成對象圖像的方法，所述對象位于醫(yī)學成像系統(tǒng)的視域(F0V)內，包括以下步驟a) 使用所述醫(yī)學成像系統(tǒng)，獲取位于所述FOV內的所述對象的多個視圖；b) 使用步驟a)中獲取的視圖重構合成圖，所述視圖包含每個合成圖 像素點處的值，所述像素表示所述FOV內的所述像素位置的所述對象；c) 通過以下步驟重構所述對象的圖像c)i)從步驟a)中獲取的視圖中生成圖像數(shù)據(jù)集；c)ii)通過使用源于合成圖的值除以圖像數(shù)據(jù)集的值，以歸一化圖像 數(shù)據(jù)集；c)iii)轉換歸一化的圖像數(shù)據(jù)集以構造非約束圖像； c)iv)用所述合成圖的相應值乘以所述非約束圖像的值；
35、 根據(jù)權利要求34所述的方法，其中通過計算用于圖像數(shù)據(jù)集內的 每個視圖的合成圖投影，由合成圖中獲取步驟c)ii)使用的值。
36、 根據(jù)權利要求34所述的方法，其中步驟a)中獲取的視圖是交叉 投影角處獲取的投影視圖，步驟c)i)中生成的圖像數(shù)據(jù)集包括從一組所述 投影視圖中生成的圖像數(shù)據(jù)集，并且步驟c)ii)中的歸一化所述圖像數(shù)據(jù)集包括在一組所述投影視圖的每個投影角計算所述合成圖的投影； 用每個合成圖投影內的值除以所述所述圖像數(shù)據(jù)集內的每個值。
37、 根據(jù)權利要求34所述的方法，其中從步驟a)中獲取的所有視圖 重構所述合成圖；步驟c)中，從步驟a)獲取的部分視圖生成所述圖像數(shù)據(jù) 集。
38、 根據(jù)權利要求34所述的方法，其中還包括以下步驟d)使用步驟a)中獲取的視圖中的不同視圖，通過重復步驟c)生成對 象的附加圖像。
39、 根據(jù)權利要求34所述的方法，其中在一段對象發(fā)生改變的時間內， 獲取步驟a)獲取的視圖；步驟c)i)包括選擇執(zhí)行步驟a)的時間間隔內獲取 的一組視圖；步驟b)包括選擇時間窗內獲取的一組視圖，所述時間窗包括 并長于所述時間間隔。
40、 根據(jù)權利要求34所述的方法，其中步驟c)iii)中的變換是傅立葉變換。
41、 根據(jù)權利要求34所述的方法，其中步驟c)iii)中的變換包括.-對每個歸一化圖像數(shù)據(jù)集視圖進行傅立葉變換；并且通過執(zhí)行二維或三維反向傅立葉變換，從傅里葉變換的圖像數(shù)據(jù)集中 重構所述非約束圖像。
42、 根據(jù)權利要求34所述的方法，其中步驟b)還包括編輯所述合成圖以移除選擇的結構。
43、 根據(jù)權利要求42所述的方法，其中包括從步驟a)中獲取的選擇的視圖重構掩碼圖像，并且合成圖的編輯包括剔除掩碼圖像。
全文摘要
一種圖像重構方法，包括使用傳統(tǒng)重構方法重構對象的合成圖。合成圖使用可提供的關于掃描對象的最佳信息，該信息用于約束高度欠采樣圖像幀的重構。使用有限的獲取數(shù)據(jù)重構圖像幀，通過某處的加權像素值乘以合成圖中相應的像素值，使用對象的先驗信息提高圖像質量。
文檔編號G06T11/00GK101248458SQ200680015558
公開日2008年8月20日 申請日期2006年7月6日 優(yōu)先權日2005年7月8日
發(fā)明者C·A·米斯特拉 申請人:威斯康星校友研究基金會