在扩展的测量场中计算机断层造影图像重建

摘要

本发明涉及一种从测量数据中重建检查对象的图像数据的方法，其中，测量数据是在计算机断层造影系统的辐射源和该检查对象相对旋转运动时采集的。该辐射源和检测器之间的一个有限区域构成测量场，可以关于该测量场采集测量数据，而在采集测量数据期间检查对象的部分至少暂时地位于测量场之外。从该测量数据中重建第一图像数据(eFOV Recon)，并根据该第一图像数据确定检查对象的边界(boun)，然后利用所确定的边界修改该第一图像数据(bel)，并从修改后的第一图像数据中计算出投影数据(data)。采用该投影数据来修改测量数据(data*)，以及最后从修改后的测量数据中重建第二图像数据(Recon)。

说明书

技术领域

本发明涉及一种从测量数据中重建检查对象的图像数据的方法，其中，所述测量数据是由计算机断层造影系统采集的，并且在测量时检查对象的部分至少暂时地位于该测量场之外。

背景技术

利用计算机断层造影系统对检查对象进行扫描的方法是普遍公知的。在此，采用环形扫描、带有进给的顺序环形扫描或螺旋扫描。还可以进行其它不是基于环形运动的扫描，例如带有线性片断的扫描。借助至少一个X射线源和至少一个相对置的检测器从不同的拍摄角度记录检查对象的吸收数据，并将如此收集的吸收数据或投影借助相应的重建方法计算成穿过检查对象的截面图像。

为了从计算机断层造影设备(CT设备)的X射线-CT数据组、即由所采集的投影重建计算机断层造影图像，目前作为标准方法采用所谓的滤波反投影方法(FBP)。在采集数据之后通常实施一个“重排(Rebinning)”步骤，其中，对以扇形从辐射源发出的射线所产生的数据重新排列，使它们以如同平行地朝向检测器的X射线到达检测器的形状出现。这样，数据就在频域内被变换。然后，借助这样重新排序和滤波的数据实现对感兴趣立体内的各体素的反向投影。

由于检测器的伸展使得存在有限的测量区域、即测量场。这意味着，在特定的投影角下只能采集位于测量场内的检查对象的立体元素的投影数据或测量数据。但常常碰到的问题是，检查对象的伸展使得在整个测量数据采集期间不是检查对象的所有部分都位于测量场之内。这导致对于检查对象的这些部分的不完全的测量数据组，并由此在图像重建时造成伪影。

发明内容

因此，本发明要解决的技术问题是，提出一种从测量数据中重建CT图像的方法，其中要考虑检查对象超出测量场的问题。此外，还提出一种相应的控制和计算单元、一种CT系统、一种计算机程序和一种计算机程序产品。

本发明的技术问题通过一种从测量数据中重建检查对象的图像数据的方法来解决，其中，测量数据是事先在计算机断层造影系统的辐射源与检查对象相对旋转运动时采集的。由于检测器的伸展的限制将辐射源和检测器之间的一个有限区域构成测量场，可以关于该测量场采集测量数据。不过，在采集测量数据期间检查对象的部分至少暂时地位于该测量场之外。由该测量数据重建第一图像数据。借助该第一图像数据确定检查对象的边界。采用所确定的边界修改该第一图像数据。从修改后的第一图像数据中计算出投影数据。采用该投影数据修改测量数据，并从修改后的测量数据中重建第二图像数据。

检查对象对于CT设备的测量场来说过大。这意味着根据投影角、即X射线源相对于检查对象的设置检查对象或多或少会有一大部分没有位于测量场之内，从而使得对于相应的投影角不能对这些部分进行数据采集。因此，对于检查对象的一些立体元素存在不完全的测量数据组。该测量数据的不完全性导致伪影，就是对于检查对象的在整个检查期间位于测量场之内的部分也是如此。为了减小由于超出测量场造成的测量数据的不完全性对重建的图像的不期望的效应，按照本发明，不是仅进行一次图像重建，而是进行两次图像重建。

第一图像重建的结果用于确定检查对象的边界。根据该边界可以识别哪些像素属于检查对象：在该边界之内的像素被算作是该检查对象的，而该边界之外的像素则属于其周围环境或另一对象。对于患者来说，要确定的边界是其皮肤或衣服表面。检查对象当然还可以是一个较大对象的组成部分，如患者的肿瘤或器官。为了确定边界，可以引入公知的图像处理方法并将其用于第一图像数据。所确定的边界可以是完整的或部分的，边界可以由多个部分组成。

然后，将所确定的边界用于改变第一图像数据。该改变优选地仅涉及第一图像数据的子集，但是也可以修改整个第一图像数据。将这样修改后的第一图像数据用于计算投影数据。投影数据是人工的或者说是经计算的测量数据，因此可以从投影数据中了解在图像重建中由哪些测量数据得到修改后的第一图像数据。在通过图像重建算法从测量数据和投影数据得到图像数据时，前向投影导致从图像数据得到投影数据。

投影数据被用于修改测量数据。在最简单的情况下，修改可以是对测量数据的补充，由此可以消除由于超出测量场造成的测量数据的不完全性。此外，除了补充，还可以附加地或替代地对测量数据进行改变。

然后，将经修改后的测量数据用作图像重建的基础。所产生的第二图像数据要好于第一图像数据，因为其不是基于原始的测量数据而是基于修改后的测量数据。在该第二图像数据中已经包含进了关于检查对象边界的信息。

在本发明的扩展中，在扩展的测量场中使用图像重建方法来重建第一图像数据。在此，该方法可以是本身公知的已考虑超越测量场的方法。这样的方法较之不考虑超越测量场的算法能够达到更好的图像重建的结果。通过这种方式，以第一图像数据作为后续方法的起始点较之于一次图像重建方法已经使用了改善的图像数据。

尤其具有优点的是，在修改第一图像数据时，改变在所确定的边界内且在测量场外的像素的像素值。也就是说，这些像素是检查对象的由于超出测量场而具有不完全测量数据的部分。对于这些像素可以仅改变一部分或全部像素值。该改变可以是用恒定值来覆盖像素值，例如用水的HU值。优选地，在修改第一图像数据时仅改变在所确定的边界内且在测量场外的像素的像素值。这意味着不改变在整个测量期间位于测量场内并具有完全的测量数据的检查对象的像素。

按照本发明的一种实施方式，采用对第一图像数据的像素值的阈值比较来确定检查对象的边界。适当选择的阈值使得能够区分相应的像素是属于检查对象、其周围的环境还是其它对象。

对测量数据的修改所起到的作用是，产生这样的数据组，该是数据组被作为重建第二图像数据的基础的数据。在此，作为可利用的参量尤其可以考虑原始测量数据和投影数据。

在本发明的扩展中，在修改测量数据时，对于至少一个在检测器之外的区域将相应的投影数据用作重建第二图像数据所基于的数据。这相当于对测量数据进行补充。因为测量数据只能由检测器采集，对于位于检测器之外的区域当然没有测量数据。因此，通过补充就好像在检测器之外也采集到了可用于图像重建的数据。

附加地或替代地，还可以在修改测量数据时对于至少一个检测器的区域将相应的测量数据视为重建第二图像数据所基于的数据。这意味着，在检测器内有一个或多个其测量数据不被改变的区域。更确切地，这些测量数据不加改变地被用作对第二图像数据进行图像重建的基础。对此尤其合适的是检测器的中间区域。但是，还可以对整个检测器的区域都不改变测量数据，而是以与用于重建第一图像数据时相同的形式作为重建第二图像数据的基础。这可能意味着仅对测量数据进行补充而不改变其值。

附加地或替代地，还可以在修改测量数据时对于至少一个在检测器边沿的区域将相应的测量数据和相应的投影数据的组合视为重建第二图像数据所基于的数据。优选地将这样的组合计算为加权和。优选地这样进行加权：随着与检测器边沿的距离的增加，相对于投影数据对测量数据进行加权。作为加权函数合适的例如有cos²函数。

按照本发明的控制和计算单元用于从CT系统的测量数据中重建检查对象的图像数据，其包括存储程序代码的程序存储器，其中除其它外存储了用于实施以上所述类型的方法的程序代码。按照本发明的CT系统包括这样的控制和计算单元。此外，其还可以包括其它例如采集测量数据所需的组成部分。

按照本发明的计算机程序具有程序代码模块，当该计算机程序在计算机上运行时，适于实施以上所描述的方法。

按照本发明的计算机程序产品，包括存储在计算机可读数据载体上的程序代码模块，当该计算机程序在计算机上运行时，适于实施以上所描述的方法。

附图说明

以下借助实施例详细描述本发明。在此，

图1示出了具有图像重建组件的计算机断层造影系统的实施例的第一示意图；

图2示出了具有图像重建组件的计算机断层造影系统的实施例的第二示意图；

图3示出了垂直于z方向的拍摄几何的截面；

图4示出了流程图；

图5示出用于理解公式(1)和(2)的图示；

图6A和6B示出两幅CT图像。

具体实施方式

图1首先示意性示出了具有图像重建装置C21的第一计算机断层造影系统C1。在此涉及的是所谓的第三代CT设备，但本发明并不局限于此。在支架的外壳C6中有在此未示出的被封闭的支架，在该支架上设置了第一X射线管C2和与其相对设置的检测器C3。可选地，在这里所示出的CT系统中还可以设置第二X射线管C4和与其对置的检测器C5，从而利用附加提供的辐射器/检测器组合可以达到更高的时间分辨率，或者，在辐射器/检测器系统中使用不同的X射线能量谱的情况下，还可以实施“双能量”检查。

此外，CT系统C1还具有患者卧榻C8，在检查中可以将在其上的患者沿系统轴C9(也称为z轴)移入测量场，在此，扫描本身可以作为环形扫描在不将患者进给的情况下仅在感兴趣的检查区域内进行。患者卧榻C8相对于支架的运动通过适当的电机驱动进行。在该运动期间X射线源C2和C4分别绕患者旋转。在此，检测器C3和C5平行地相对于X射线源C2和C4随之一起运动，以采集投影测量数据，这些数据随后被用于重建截面图像。替代将患者在每次扫描之间逐步移动通过检查区域的顺序扫描，当然还可以进行螺旋扫描，其中，在利用X射线环绕地进行扫描期间，将患者连续地沿系统轴C9移动通过X射线管C2和C4与检测器C3和C5之间的检查区域。通过患者沿轴C9的运动和X射线源C2和C4的同时环绕运行在螺旋扫描时给出在测量期间X射线源C2和C4相对于患者的螺旋轨迹。该轨迹也可以通过使患者不动而使支架沿轴C9移动得到。此外，还可以使患者连续地且周期性地在两点之间往返运动。

CT系统C1通过控制和计算单元C10利用存储在存储器中的计算机程序代码Prg1至Prgn来控制。要指出的是，这些计算机程序代码Prg1至Prgn当然也可以存储在外部存储介质上，在需要时加载到控制和计算单元C10中。

从控制和计算单元C10中可以通过控制接口24传输采集控制信号AS，以便根据特定的测量协议来控制CT系统C1。在此，采集控制信号AS涉及例如X射线管C2和C4，其中可以预先给定其功率输出以及启动和关闭的时刻；还涉及支架，在此可以预先给定其旋转速度；还涉及卧榻进给。

由于控制和计算单元C10具有输入控制台，所以CT系统C1的用户或操作者可以输入测量参数，这样，这些测量参数以采集控制信号AS的形式控制数据采集。

可以在控制和计算单元C10的显示屏上显示关于当前使用的测量参数的信息；此外，还可以显示其它对于操作者重要的信息。

由检测器C3和C5所采集的投影测量数据p或者说原始数据，通过原始数据接口C23被传送给控制和计算单元C10。这些原始数据p然后在图像重建装置C21中被继续处理，必要时在适当的预处理之后。在该实施例中，图像重建装置C21在控制和计算单元C10中按照在处理器上的软件的形式实现，例如按照一个或多个计算机程序代码Prg1至Prgn的形式实现。对于图像重建来说也如对于测量过程的控制已描述的那样，也可以将计算机程序代码Prg1至Prgn存储在外部存储介质上，在需要时加载到控制和计算单元C10中。此外，还可以由不同的计算单元来实施对测量过程的控制和图像重建。

然后，将由图像重建部分C21重建的图像数据f存储到控制和计算单元C10的存储器C22中，和/或以通常的方式输出到控制和计算单元C10的显示屏上。还可以通过图1未示出的接口将图像数据f传送到与计算机断层造影系统C1所连接的网络、如放射学信息系统(RIS)中，并存储在那里可访问的海量存储器中或者作为图像输出。

附加地，控制和计算单元C10还可以实施EKG(心电图)的功能，在此，利用导线C12在患者和控制和计算单元C10之间传递EKG电势。此外，图1所示的CT系统C1还具有造影剂注射器C11，利用后者还可以将造影剂注入患者的血液循环，从而例如能够更好地显示患者的血管，特别是跳动的心脏的心室。此外，在此还可以进行灌注测量，所建议的方法对于此同样是合适的。

图2示出了C形臂系统，其中，与图1所示的CT系统不同，壳体C6支承C形臂C7，在该C形臂上在一侧固定X射线管C2而在相对的另一侧固定检测器C3。C形臂C7为进行扫描同样绕系统轴C9摆动，从而可以从多个扫描角进行扫描并可以从多个投影角确定相应的投影数据p。图2的C形臂系统C1与图1的CT系统一样也具有如针对图1所描述的类型的控制和计算单元C10。

本发明对于图1和图2所示出的两种系统都可以使用。此外，原则上其也可以用于其它CT系统，例如具有构成为完整的环的检测器的CT系统。

对于图像重建来说拥有完全的测量数据组是很重要的。在此“完全”意味着对应包含在CT图像中的检查对象的每个立体元素当在平行射线几何下测量时必须在180°的投影角区域上来照射，或在锥形射线几何下测量时必须从180°加锥形开口角的投影角区域来照射，并且必须由检测器采集相应的投影。如果没有完全的测量数据组，虽然仍能进行图像重建，但由于测量数据组的不完全性会使结果图像包含伪影。

如果检查对象的伸展大于CT设备的测量场，则会出现问题。图3示出这样的情况。图3示出按照图1或图2的CT设备的一部分，其包括X射线源C2和检测器C3。为清楚起见，检测器C3在通道的方向上仅具有12个检测器元件；而实际中该数目可以远大于此。检查对象O位于X射线源C2和检测器C3之间。图3示出垂直于z轴的截面，因此可以看到穿过检查对象O的轴向截面。如图3所示，在特定的投影角下CT设备的测量场FOV在垂直于z轴的截面中相当于一个圆形截面。测量场的边沿通过从X射线源C2到达检测器C3的最外边沿的X射线形成。

因此检测器在通道方向上的伸展确定了测量场FOV的大小。在此，通道方向是在检测器表面上垂直于行方向的方向。行方向垂直于图3的截面的平面延伸并因此而沿着z方向延伸。检测器在图3图面中的维度是通道方向。

从图3看出，在所示出的投影角下检查对象O不是完全地位于测量场FOV内。检查对象O的组成部分OA在按照图3的X射线源C2和检测器C3的设置的情况下没有被由检测器C3采集的X射线透射，因为检查对象O的组成部分OA位于测量场FOV之外。如果X射线源C2和检测器C3绕检查对象O旋转，则在一些投影角下在按照图3的情况中位于测量场FOV之外的检查对象O的部分OA会位于测量场FOV之内，而对于其它投影角它们位于测量场FOV之外。检查对象O的其它边沿区域也相应地如此。

这意味着，对于检查对象O的一些组成部分没有完全的测量数据组。一般来说，CT设备的整个测量场、即对其采集到完整数据组的在X射线源C2和检测器C3之间的区域，由在X射线源C2和检测器C3的半周上或在180°加锥形开口角上的射线扇形的交集(Schnittmenge)给出。CT设备的扩展的测量场是包含、但大于该所描述的整个测量场的区域。扩展的测量场超出整个测量场包含那些仅在某些投影角下被最终到达检测器的X射线透射的立体元素。

对于例如图3中的部分OA的检查对象的组成部分，这意味着在一些拍摄的投影中在测量数据中包含了涉及检查对象的该部分的信息，而在另一些投影中则没有。因此，对于所涉及的位于扩展的测量场中的检查对象的组成部分存在不完全的数据组。这也称为“有限角度(limited angle)”扫描。

在实践中，检查对象的部分超出测量场例如是由于患者体形的状态，或者由于患者在胸外科测量时没有将手臂放在头上或头下。

由于涉及检查对象的信息在一些投影中包含位于扩展的测量场内，仅对整个测量场的区域重建CT图像不是毫无问题的。更确切地，超越测量场导致测量场内的CT图像中的伪影。其原因在于以上所解释的扩展的测量场的数据不完全性。更确切地说，在图像重建时必须考虑扩展的测量场的信息。

有不同的为扩展的测量场确定足够好的衰减值的措施。一方面，可以通过在通道方向上扩大检测器来扩展测量场。但该措施要求其它类型的检测器和对支架的匹配，这是昂贵的因而是不期望的。另一方面，存在基于软件的措施，以从测量值中外推出测量场之外的扩展的测量场内的投影数据。例如，可以对包含在测量场外的测量场测量数据的扩展测量场进行镜像并由此设置加权系数。根据对象的几何结构，由于数学问题的不确定性使结果并不总是令人满意的。但通常利用这样的方法至少能够获得测量场内质量令人满意的图像值，而测量场之外的图像值则包含很多伪影并且是不可靠的。

一种这样的在扩展的测量场中的图像重建的可能性在H.Bruder等人的文章“Efficient Extend Field-of-View(eFOv)Reconstruction Techniques for Multi-SliceHelical CT”，Physics of Medical Imaging，SPIE Medical Imaging，Proceedings 2008，Vol.9，No.30，E2-13中有所描述。

以下利用在扩展的测量场中对象几何已知的情况下，可以最大程度地重建正确和稳定的CT值的知识。图像重建的过程将借助图4所示的流程图来解释。

首先，在步骤eFOV Recon中使用测量数据(在此下标k表示检测器的通道，下标s表示检测器的行，而下标r表示投影角)，以在扩展的测量场中进行常规的图像重建。为此，例如可以使用以上引用的文章中提出的方法。因此，作为步骤eFOV Recon的结果既有整个测量场内的、也有超出前者的扩展的测量场内的检查对象的图像。

在随后的步骤boun中，采用该重建的图像确定检查对象O的轮廓、即边界。这例如可以通过建立阈值来实现，即将所有CT值超过一阈值的像素算作是检查对象的。还可以采用其它分割方法。因此，作为步骤boun的结果产生显示检查对象轮廓的CT图像。

在步骤bel中，用恒定的CT值覆盖在整个测量场之外并且在扩展的测量场之内的所有像素。CT值的一个合适的例子是水的CT值。测量场内的像素的CT值未加改变。因此，作为步骤bel的结果产生经修改的检查对象的CT图像。

在随后的步骤data中，从在步骤bel中修改后的图像计算出投影值。也就是计算哪些测量值导致该修改后的图像。这些人工计算的测量值可以通过前向投影获得，在此，在该计算中引入扫描几何。扫描几何的一个例子是利用多行检测器的螺旋扫描。作为步骤data的结果获得投影数据组

图4中在步骤data旁还示出了正弦图空间(Sinogrammraum)中的数据。正弦图示出了每检测器行一个两维空间，该空间一方面通过投影角、即X射线源相对于检查对象的角位置；另一方面通过X射线内的扇角、即通过在通过方向上检测器像素的位置张紧。因此正弦图空间表现测量数据的域，而图像空间表现相应的测量数据。通过反向投影从正弦图空间变换到图像空间，即从测量数据变换到图像数据，而通过前向投影实施相反的变换。该正弦图示意性示出了，在步骤data之后，对于相当于正弦图的右边和左边的两条的扩展的测量场也存在投影值。

在步骤data^*，借助公式(1)对在步骤data中计算出的投影数据进行补充。作为结果，呈现经校正的投影数据组

$p_{k,s,r}^{\mathrm{korr}}={\lambda }_k·p_{k,s,r}^{\mathrm{meas}}+(1-{\lambda }_k)·p_{k,s,r}^{\mathrm{proj}}$公式(1)

如下计算出混合函数λ_k：

公式(2)

在此，知m和n是固定的量。因此混合函数λ_k的值仅取决于通道下标k。

k_FOV表示测量场中通道的数量，k_eFOV扩展的测量场中通道的数量。例如，k_FOV可以是736，即每个检测器行具有736个检测器元件，而k_eFOV可以为1000。在这种情况下，扩展的测量场在测量场的两侧伸出132个检测器元件。

z例如为20的小的固定的量。其相应于如下所述的过渡区域。

图5示出用于理解公式(1)和公式(2)的图示。所示出的是检测器行的伸展。在中间区域是测量场中的通道数量k_FOV。在边沿处在右边和左边分别连接有m个通道，其与测量场的k_FOV个通道一起构成扩展的测量场的k_eFOV个通道。测量场从行的左边在m个通道后开始，在n个通道后结束。

如果通道下标k小于m或大于n(公式(2)的下面的情况)，则通道对应于测量场之外、扩展的测量场中的通道。对于这种情况混合函数等于零。这意味着等于因此，在测量场之外仅利用计算出的投影数据进行图像重建。

如果通道下标k介于m和n之间并以确切的距离z与边界m和n间隔开(公式(2)的上面的情况)，则该通道为测量场内的通道。在这种情况下混合函数等于1。这意味着等于因此，在测量场内仅使用测量的投影数据进行图像重建。

在过渡区域中，即在m和m+z之间以及在n-z和n之间，公式(2)的中间行的余弦函数的平方使得发生在1和0之间的平缓过渡。因此，在该区域内得到测量值和计算出的值的混合。

然后，在步骤Recon中使用根据公式(1)校正的测量数据以便利用本身公知的算法(如基于类似费尔德坎普的(Feldkampartigen)算法)重建在扩展的测量场内的检查对象的CT图像。

图6示出这样的图像重建的结果。图6A示出了穿过患者上身的断层造影截面。测量场的边界通过虚线的圆示出。特别是在右边可以清楚看出，该图像被切割并且质量差。图6B基于图6A从中计算出CT图像的同样的数据组，根据以上所述的过程重建CT图像。可以看到，超出测量场(内环，直径50cm)在扩展的测量场(外环，直径70cm)中确定了有意义的CT值。

以上结合一个实施例对本发明进行了描述，但应该理解的是，在不超出本发明范围的情况下，可以进行多种改变和修改。