数字化乳房断层合成成像装置的自校准过程

摘要

本发明涉及一种特别适用于有限角度数字化乳房断层合成(DBT)的校准处理。该方法包括采集一组X射线投影暴露图像、形成与每个X射线投影暴露图像对应的投影几何形状的初始估计、计算中间DBT重建、建立应用于每个X射线投影暴露图像的初始投影几何形状估计的与校准结果对应的一组刚性变换参数，以及使用该组X射线投影暴露图像和投影几何形状的最终校准估计来计算最终DBT重建。

说明书

技术领域

本发明涉及有限角度数字化乳房断层合成领域中的投影几何形状自校准和患者移动校正方法。

背景技术

以下公开涉及X射线数字化乳房断层合成，其中从有限的断层摄影角度采集的多个X射线投影图像被用于重建患者的解剖体的横截面图像。有限角度断层摄影中X射线投影图像采集的持续时间通常约为10秒，同时X射线管(X射线源)和传感器(X射线检测器)物理上行进与有限的采集角度对应的空间轨迹。

应该知道的是成像轨迹具有足够的准确度，并且在X射线投影图像采集期间成像对象应该保持足够的静止，以使重建的图像清晰且符合人体解剖学，因为假设投影图像的测量结果表示静止对象的共同配准的集成视图。这导致了一组几何上一致的测量结果，其可以用于重建表示所研究的解剖体的衰减分布。每当违反这些假设时，由于投影测量结果变得相互不一致，因此重建图像的准确度降低。

最终图像的准确度通常取决于在重建过程中做出的假设与实际物理图像采集处理对应得有多准确。对应于每个采集的X射线图像的X射线源和检测器的估计空间位置在重建处理期间影响射线路径的计算。由于固有的制造和操作公差、成像设备的潜在变形以及倚靠成像设备的患者，实现的旋转角度和位置往往偏离根据成像轨迹的假设形式的理想值。但是，可以通过使用不同的校准方法来解决系统偏差，这些校准方法在一定时间段或操作周期之后进行重复。

一般而言，几何不准确度最重要的来源是患者在X射线投影图像采集期间的潜在移动。在数字化乳房断层合成中，由于成像的解剖体(乳房)通常在成像期间被物理压缩，因此这种潜在移动在某种程度上得到缓解。但是，如果在X射线投影图像的采集期间成像对象移动，那么射线测量的有效空间路径会变得相互不一致。虽然众所周知，患者不应该移动并且常规上指示患者不要这样做，但是在X射线投影采集期间患者通常不能保持完全静止。例如，患者可能会因成像设备的突然移动或发出的声音而被惊吓。

在所有实际测量中，上述不准确度通常都在某种程度上存在。在最坏的情况下，在放射科医生检查图像重建的质量之后，投影图像测量的结果几何不一致性可能甚至需要重复扫描。这是不期望的，因为旨在将与X射线图像采集相关联的辐射剂量保持在尽可能低的水平。

乳房X线照相是广泛用于乳腺癌筛查的X射线成像方法。在筛查研究中，据报道乳房X线照相可达到90-93％的灵敏度和90-97％的特异度。据估计，乳房X线照相可将50岁以上女性的乳腺癌死亡率降低35％，并将40至50岁女性的乳腺癌死亡率降低25-35％。

针对乳房中的各种异常，诸如钙化，即组织中钙的少量沉积，检查乳房X线照相图像。钙化通常无法通过触诊检测到，但在X射线图像中可见。小钙沉积物的簇，即所谓的微钙化，表明乳腺细胞活性增加，这可能与乳腺癌相关联。

在常规的乳房X线照相中，成像的乳腺通常在两个压缩板之间被压缩，并且从上方和从倾斜方向至少两次暴露于放射线。如果必要，从侧面拍摄另外的第三个图像。但是，在生成的二维X射线放射性照片中，强烈衰减的组织可能会使位于X射线源和检测器之间同一视线上的其它结构模糊。这导致在乳房X线照相检查中也应用了三维断层成像，这需要从几个角度采集X射线暴露图像。

可以使用三维断层合成重建处理执行乳房X线照相，其中基于哪个可以使用众所周知的算法来重建断层图像，在不同的投影角度，例如，在与垂直轴成±15度的范围内，采集乳房的几个二维X射线投影图像。执行重建需要足够准确表示描述X射线源、检测器和用于重建的图像网格的相对位置的三维投影几何形状的可用性。

如所讨论的，基于多个二维X射线投影图像，可以使用合适的算法来重建三维图像。这种成像模式通常被称为数字化乳房断层合成成像(DBT)，其中使用狭窄的有限层析角度，并采集相对少量的X射线投影图像，但其中另一方面，平面空间分辨率也是检测微钙化所需要的。

典型的现代数字化乳房X线照相装置包括框架部件和可以相对于框架旋转的C形臂或对应的结构。C形臂的一端容纳X射线源，另一端容纳放射线检测器。成像的乳房通常被定位在靠近检测器的位置，并在X射线暴露采集期间在板之间被压缩。X射线源通常是相对较重的部件，这对乳房X线照相成像设备的机械设计带来了挑战。相对大的质量有利于X射线投影图像采集策略，其中C形臂在其轨迹中连续移动，以避免由于C形臂的加速和减速所导致的机械振动以及X射线暴露的过长持续时间。但是，这需要大约小于50毫秒的短单个X射线暴露时间，以避免暴露的运动模糊以及进而使用进一步增加其质量和相关机械挑战的足够强大的X射线源。

在临床相关结构的维度非常小的DBT成像中，至关重要的是要获得足够准确的表达X射线源和X射线检测器相对于用于断层合成重建的图像网格的相对位置的三维成像几何形状表示。即，重建的空间分辨率在很大程度上取决于用作重建算法的输入的成像几何形状的一致性和准确度。这需要能够准确再现标称成像轨迹的高准确度机械设计，或者需要可以例行地优选地针对每个单独的图像采集测量或推断X射线源和检测器轨迹相对于成像的视场的实际再现形式的校准方法。与通常依赖于间歇性执行几何形状校准过程的CBCT成像设备相比，DBT成像设备平均较低的零售价格对其移动部分的可行机械准确度造成附加的限制，因此这有利于基于连续测量或推断再现的成像几何形状而不是依靠它来匹配先前的校准过程的解决方案。特别是升级现有的数字化乳房X线照相成像设备以实现DBT成像而不更改核心机械设计的前景在临床和商业上都受到关注。这进一步突出了在成像几何形状由设备再现时能够对其进行观察的需求。

已经开发出计算方法来解决几何形状不准确的问题。在文献中报道的方法中，借助于固定坐标系中的刚性几何形状变换对X射线源和X射线检测器进行虚拟运动已应用于建模和补偿投影图像采集期间的刚性运动。在与医学断层摄影成像相关的最新方法中，通过最大化所得重建的清晰度来优化这种几何形状变换。通常，这种校正处理是迭代执行的。

在DBT成像中，将固定坐标系用于几何形状不一致或患者运动的建模和补偿并不理想，因为固有的几何自由度不会被坐标系分离。在DBT成像设备中，特别地X射线束发散并形成金字塔形的圆锥体。因此，沿着与X射线源和X射线检测器中心相邻的等射线的偏移只将影响放大倍数，而沿着X射线检测器的像素阵列的平面内偏移将导致成像对象在其投影图像内的最大偏移。此外，借助于对所得校正后的DBT重建和未校正的DBT重建进行刚性配准的已知方法来防止由于施加的几何校正而导致的净变换在计算上是昂贵的，特别是如果在几何形状校正处理期间被重复应用。

由于DBT成像中需要高的几何准确度，因此已经设计出专用的方法来确保这一点。这些的示例是在DBT成像设备的视场中嵌入足够的不透射线或射线透明的界标对象。基于X射线投影图像中的界标位置，可以推断出已实现的X射线投影几何形状，并将此信息合并在DBT图像重建处理中。但是，这种精确的嵌入式界标组件的制造成本巨大、它们在X射线投影图像中的可见性要求限制了适用的视场，并且由此产生的几何形状表示不能考虑由于例如不适、呼吸或心跳而导致的患者相对于成像设备和界标的任何移动，尽管在X射线投影图像采集期间患者的乳房仍然被压缩且大部分情况保持静止。

发明内容

在所公开处理的一个实施例中，可以使用利用附接到X射线源和检测器的空间位置和朝向的固有旋转坐标系的数据驱动算法来建立与测得的X射线投影图像对应的实际成像几何形状的改进的估计。通过直接从估计的校正几何变换参数计算和减去净变换，防止了固定参考坐标系中的净变换。因此，基于X射线投影图像内容回顾性地估计并改进了X射线源和检测器系统相对于患者的相对位置，反之亦然。校正处理的目的是通过改进X射线图像测量结果的几何一致性来改进所得图像质量，并进而更好地满足图像重建的要求。固有坐标系使得能够以与其对校正处理以及所得图像质量的相对重要性对应的方式来定义所应用的几何自由度。

该处理可以将图像重建通常需要的数据作为输入：一组X射线投影图像以及与采集X射线投影图像期间X射线源和X射线检测器的空间位置对应的投影几何形状的估计。类似于对应的方法，首先使用估计的投影几何形状来计算中间重建。然后，建立校正几何变换，该校正几何变换改进了每个访问的X射线投影图像与其余X射线投影图像的几何对应性，其中该变换对应于图像采集期间X射线源和检测器的虚拟移动。特别地，应用特定于投影图像的旋转坐标系以确定校正几何变换。可以迭代多次校正处理，包括使用投影几何形状的当前估计进行中间重建的计算以及校正变换的后续优化。在建立校正几何变换之后，使用X射线投影图像和与校正变换对应的投影几何形状的最终估计来计算最终的DBT重建。

在另一个实施例中，本发明及其优选实施例的目的是使得能够通过结合图像重建过程回顾性地确定每个投影图像的成像几何形状的再现形式来实现从由数字化乳房X线照相装置拍摄的单个二维X射线投影图像的三维断层合成重建。本发明使得能够实现成像几何形状的准确表示而无需借助于基于界标的校准过程，并且还使得能够利用现有的数字化乳房X线照相设备，其机械精度限于其二维乳房X线照相采集的最初预期用途，并且不能准确地再现给定的X射线暴露轨迹或本身使得能够准确测量X射线源和检测器的位置。因此，本发明的优选实施例包括升级现有的数字化乳房X线照相装置的软件以也可应用于三维断层合成成像。

在本发明中，在最终的DBT图像重建处理之前应用自校准过程。在校准过程中，应用数据驱动的运动估计算法，以从反映X射线暴露轨迹的近似几何形式的投影几何形状的初始估计开始在采集的X射线投影图像之间建立相互的几何对应关系。本质上，基于X射线投影图像数据回顾性地估计X射线源和检测器相对于患者以及重建图像的位置。虽然在DBT成像中，可以预期X射线投影图像之间的几何不确定性和一致性的主要来源是X射线暴露采集轨迹的再现准确度引起的，但是该方法也能够校正可能发生的任何患者移动，尽管成像的乳房通常在成像期间被压缩的事实。考虑到与关注结构的小物理维度相关联的高准确度要求，这与基于界标组件的校准方法相比具有明显优势，基于界标组件的校准方法只能捕获X射线源相对于X射线检测器的位置，但不是患者的位置。

自校准过程包括测量一组数字化乳房X线照相X射线投影暴露图像、将图像传输到重建工作站、建立与每个X射线投影暴露图像对应的投影几何形状的初始估计、计算中间DBT重建并为每个X射线投影暴露图像迭代地建立一组刚性变换参数，以完善初始投影几何形状估计。应用刚性变换对应于X射线源和检测器的虚拟运动，其使它们与实际观察到的X射线投影图像内容对应。通过使用测量数据本身来自适应地确定成像几何形状，这是可能的。

自校准过程优选地迭代执行，使得在每次迭代之前重建中间DBT图像。然后，对于每个测量的X射线投影图像，从DBT重建中计算与每组评估的刚性变换参数对应的数字重建射线照片(DRR)图像。变换参数的有效性，即针对特定X射线投影图像的X射线源和检测器的虚拟运动候选者的有效性，是通过测量计算出的DRR图像与物理测量的X射线投影图像的相似性建立的。刚性变换参数的优化然后基于根据刚性变换参数找到在测量的X射线投影图像和对应的计算出的DRR投影图像之间的相似性测量的极值。该过程进行多次迭代，其中特定于X射线投影图像的刚性变换参数在下一次迭代中用于计算更新的中间DBT重建，并进一步作为后续参数优化的初始猜测。

本发明的公开实施例的益处包括投影几何一致性的改进，这产生清晰度、细节水平和对比度方面更高的图像质量。另一个益处是，通过潜在地防止由于与投影几何形状相关的图像质量下降而导致的重新扫描，可以减少对患者产生的辐射剂量。

特别是关于乳房X线照相，当希望升级现有的数字化乳房X线照相成像设备以实现三维断层合成成像时，可以利用所公开的自校准处理。三维断层合成增加了早期检测到乳腺癌的可能性，并且可以使断层合成乳房X线照相装置更加经济实惠。另一个益处是不仅可以校正机械不准确性，而且可以校正投影图像采集期间患者的轻微移动，这在使用例如固定的校准界标组件时无法实现。

附图说明

附图提供了对所公开的患者移动校正方法的进一步理解。在附图中：

图1示出了一种典型的乳房X线成像装置的示例。

图2示出了典型的断层合成成像的原理。

图3作为流程图示出了患者移动校正方法的一个实施例。

图4示出了详细描述图3的步骤202的流程图。

图5图示了断层合成成像背景下的固定坐标系和旋转坐标系。

具体实施方式

成像几何形状的典型描述包括X射线源的焦点和X射线检测器的中心的3D位置，以及足以唯一地确定X射线检测器的朝向的信息。此类信息可以包括例如参考坐标系中的旋转角度，这些旋转角度将确定检测器像素阵列的水平轴和垂直轴的方向。投影几何形状的描述通常基于对成像设备的物理测量以及与给定的成像程序对应的理想暴露轨迹的知识。此外，通常执行周期性的校准处理以确保投影几何形状的足够准确度。

重建处理中采用的基本假设是，在采集X射线投影图像期间，成像的解剖体已保持足够的静止。基本原理是，X射线投影应表示静止对象的共配准测量结果，该测量结果然后可以被一致地组合以重建对象的结构。投影几何形状中的系统误差可以通过定期校准测量进行补偿，该校准处理消除了因与假设的理想X射线投影图像采集轨迹发生任何偏差而产生的影响。

成像期间患者的移动会引起更困难的问题，这是无法预料的，并且本质上是随机的。虽然在成像期间通过支持患者而在一定程度上阻止了这种情况，但是DBT成像中X射线投影图像采集的相对长的持续时间(大约10秒)使得完全消除患者的移动是不可行的。而且，常规参加乳房X线照相检查的老年患者发现在成像期间保持静止更加困难。

在X射线投影图像采集期间患者明显移动的情况下，在重建的图像中将出现明显的条纹状或模糊的伪像，这在最坏的情况下可能会使图像对于预期的医疗目的无用。重复扫描可能会提供更好的结果，但代价是额外的辐射剂量。

在所公开的用于补偿不期望的移动的不利影响的回顾性方法中，首先使用2D X射线投影图像和估计的成像几何形状来计算中间重建。以比出于诊断目的进行重建时通常使用的较粗糙分辨率计算中间重建就足够。中间重建用于聚集来自所有X射线投影图像的信息，其中重建的外观反映了测量的2D X射线投影图像的相互几何一致性。

特定于投影图像的几何形状的优化基于测量物理X射线投影图像和形成数字重建射线照片(DRR)的中间重建的对应重新投影数据的相似性。基本原理是，当估计的投影几何形状一致时，从定义上说，正向投影操作意义上试图满足由投影图像传达的测量结果的重建图像将产生与测量数据非常匹配的重新投影。在几何不匹配的情况下，中间重建的重新投影将偏离测量的投影。由于中间重建用作所有投影图像的聚合，因此其重新投影反映了所有投影图像的总和，并且可以预期测得的X射线投影图像和正向投影图像的最大相似性在对应的重新投影几何形状匹配中间重建的平均正确投影几何形状时被最大化。

在典型的DBT成像设备中，发射的X射线束发散并形成金字塔形的圆锥体。沿着与X射线源和X射线检测器中心相邻的等射线的偏移只将影响放大倍数，而沿着X射线检测器平面的偏移将导致成像对象在其投影图像内的最大偏移。从这个角度，所公开的方法采用旋转坐标系，该旋转坐标系在图像采集期间附接到X射线源和检测器的物理位置。即通过设置一个轴与从X射线源指向X射线检测器的像素阵列的中心的等射线重合，并且设置两个其它垂直轴以与X射线检测器的像素阵列轴到垂直于等射线的平面的正交投影重合。通过限制每个投影图像沿着这些固有轴的投影几何形状的几何变换，可以分离其重要性在几何准确度的意义上不同的几何自由度。

当每个X射线投影图像都经过单独的几何变换时，所得的平均变换可能会对重建图像产生净影响。例如，这自身表现为重建的解剖体相对于未校正的解剖体的整体净移位或旋转。解剖体的净变换可能将对重建图像的适用性产生不利影响。因此，还公开了一种用于净变换的补偿方法。可以通过将与每个变换的投影图像对应的变换从旋转坐标系映射到固定坐标系来估计净变换。例如，通过假设每个投影图像仅沿着其水平轴位移，可以基于特定于投影的旋转坐标系的已知水平轴来计算固定坐标系中的对应位移，并且可以取平均值，以表示固定坐标系中的净位移。通过上述映射的逆，可以将净变换的逆映射回旋转坐标系，并从特定于投影图像的的变换中减去。因此，消除了固定坐标系中的净变换。

在优化处理中，通过与变换的投影几何形状对应的正向投影图像与原始X射线投影图像的相似性来测量给定X射线投影图像的校正几何变换的优势。可以例如借助于图像的均方差、相关系数或梯度相关系数来测量重新投影和X射线投影的相似性。然后，可以通过根据几何变换的参数找到正投影图像和X射线投影图像之间的相似性测量的极值来确定给定中间DBT重建的每个投影图像的最佳(在相似性测量的意义上)几何变换。

然后，优化处理包括使用X射线投影几何形状的初始估计计算中间DBT重建；访问测得的X射线投影图像的全部或子集；(对于每个访问的投影图像)通过根据旋转坐标系中执行的几何变换的参数找到测得的X射线投影图像和中间重建的对应正向投影之间的最大相似性来建立特定于投影图像的校正变换；估计固定参考坐标系中的净变换并从旋转坐标系中的变换参数中减去对应的变换；当估计已经获得足够的校正结果时计算最终重建。

图1示出了数字化乳房X线照相装置的典型构造。图1的乳房X线照相装置(1)包括框架部分(10)和附接到其的C形臂(11)(更通常是臂结构(11))。在C形臂(11)的上部其覆盖物内部中布置X射线辐射源(12)，其被布置为产生X射线束，该X射线束穿过乳房X线照相装置的上压缩板(14)(当这种上压缩板被附接到装置时)并朝向位于检测器壳体(13)中的X射线检测器(18)。检测器壳体(13)或对应的结构通常被布置在下部托盘结构(15)内部，在下部托盘结构(15)中可以集成栅格结构(17)以吸收被成像对象散射的辐射。下部托盘结构(15)可以是装置中的固定结构，或者它可以是可拆卸的。由于下部托盘结构(15)的顶表面通常用作将乳房定位在其上以进行成像的平台，因此该结构通常也被称为下部压缩板。在根据图1的解决方案中，下部托盘结构(15)被布置有连接单元(16)，以使得能够将下部托盘结构可拆卸地连接到乳房X线照相装置(1)。

典型的现代数字乳房X线照相装置是电动的，使得C形臂(11)可以在垂直方向上移动并绕着轴旋转，该轴通常是将C形臂(11)连接到装置的框架(10)的水平轴。C形臂(11)可以被实现为两部分，由此装置的基本构造可以包括基本垂直站立的框架部分(10)或固定到例如墙壁或天花板和与其连接的臂结构(11)的框架部分(10)，该部分被布置为可相对于水平旋转轴旋转，在其相对的两端中，基本上在第一端处放置包括焦点的辐射源(12)，并且在第二端处放置图像数据接收单元(18)。臂结构(11)可以被实现为使得其使得臂结构(11)的第一端和/或第二端能够相对于水平旋转轴独立地转动。该布置还可以包括控制单元，该控制单元包括信息记录单元和用于处理与成像相关的信息，特别是用于处理图像信息的单元。

图2示出了典型的断层合成成像原理，其中以不同的投影角度(例如，与垂直轴成约±15度的角度)拍摄乳房的各个X射线暴露图像。图2示出了一种布置，其中仅放射源(12)相对于正被成像的乳房的位置被偏转，但是还已知这样的布置，其中C形臂(11)整体上被转动使得乳房保持定位在其位置，但是检测器(18)跟随辐射源(12)在被成像的乳房的相对侧上的移动。提出的自校准方法适用于任一种布置。

图3描述了本发明的用于患者移动校正的实施例的步骤，其可以用于例如处理由图1的成像布置采集的图像。该方法基于在附接到X射线源105和X射线检测器109的位置的旋转坐标系中找到针对初始估计的投影几何形状的校正几何变换。

在图3的方法的步骤200中，采集输入数据，该输入数据包括测得的X射线投影图像和与采集处理对应的投影几何形状的初始估计。投影几何形状确定X射线检测器109的估计朝向。投影几何形状的形式通常基于几何校准过程，该过程利用例如具有不透射线标记的已知参考幻象。

在步骤201中，使用在步骤200中采集的输入数据来计算用于投影优化方法的中间重建。可以使用输入数据的降采样版本，因为通常不需要像用于诊断目的的图像那样应用高空间分辨率。中间重建被理解为聚合在步骤200的测量处理期间采集的所有可用的物理和几何信息。在几何不一致的情况下，这通过中间重建(例如，通过重建细节的模糊性)被反映出来。

在步骤202中，在旋转坐标系中建立投影图像的校正几何变换。几何变换的目的是补偿投影几何的初始估计中固有的几何不一致性。下面参考图4解释步骤202的细节，但是更一般地，通过找到最佳几何变换来寻求校正几何变换。变换的优点是通过为其分配相似性值来定义的。通过将中间图像重建的重新投影的数字重建射线照片(DRR)与对应的测量的X射线投影图像进行比较，其中应用的投影几何形状对应于评估的几何变换来计算相似性值。较高的相似性值被认为是更好的校正几何变换的指示。将旋转坐标系应用于几何变换使得能够根据其对于圆锥形投影几何形状中的问题的重要性来分离几何自由度。

在步骤203中，减去固定坐标系中的净几何变换。通常参考成像装置的静态部件来定义固定坐标系。净几何变换是通过将在步骤202中建立的几何变换从旋转坐标系线性变换为固定坐标系来计算的。基于旋转坐标系和固定坐标系的已知坐标轴，可以轻松获得线性变换。在建立净变换之后，其逆从固定坐标系线性变换为其旋转坐标系。净变换的逆然后对应于旋转坐标系中每个投影图像的一组几何变换参数。将这些值添加到在步骤202中建立的几何参数值将导致净变换在固定坐标系中被抵消。

在步骤204中，将从步骤203得到的变换参数值应用于初始投影几何形状估计，以获得校正的投影几何形状估计。特别地，在进行到步骤204之前，步骤201-203可以被迭代地重复多次。

在步骤205中，使用校正的投影几何形状估计来计算最终的DBT重建。最终的重建以通常的方式计算，例外是其中没有应用步骤201-204的情况，其中初始投影几何形状估计被在步骤201-204中获得的校正后的投影几何形状估计所代替。

图4作为示例描述了根据图3的步骤202的细节。在步骤300中，将评估的几何变换应用于旋转坐标系中的投影图像的初始几何形状。同样，坐标系被定义为在物理采集所考虑的投影图像期间与X射线源和X射线检测器的空间位置和朝向一致。在旋转参考系中应用变换涉及从固定坐标系(其中通常定义成像几何形状)到执行变换的旋转坐标系进行线性映射，然后是从旋转坐标系进行到固定坐标系的逆线性映射。作为所实现效果的简单示例，为了沿着与X射线检测器的水平轴对应的轴(即其投影到垂直于等射线的平面)施加平移，投影图像的初始投影几何形状被映射到旋转坐标系，沿着旋转坐标系的该轴平移与X射线源和检测器的虚拟移动对应的给定量，然后被映射回固定坐标系。在固定坐标系中表达变换后的投影几何形状，并将获得的变换后的投影几何形状用作后续步骤301的输入。

在步骤301中，使用在步骤300中获得的变换后的投影几何形状来计算在步骤201中计算出的中间DBT重建的重新投影的DRR图像。可以使用标准算法，诸如Siddon射线投射方法来执行DRR图像的计算。在典型的重新投影算法中，该算法的输入包括X射线表示的端点和源图像，该源图像的DRR图像经过计算，包括其在相同坐标系中表达的空间位置和朝向的知识。在描述的设置中，此坐标系对应于固定坐标系。在步骤300中应用的几何变换的效果是通过中间重建来改变每个虚拟X射线路径的端点，该中间重建将几何变换的效果传播到所获得的DRR图像。

在步骤302中，评估在步骤301中获得的DRR图像与在步骤200中采集的X射线投影图像之间的相似性。相似性基于使用建立的方法(诸如图像的均方差或它们的互相关)对图像进行逐点比较。用于评估相似性的特定措施对所描述的方法并不重要。将获得的相似性值分配给作为步骤300的输入给出的几何参数。较高的相似性被认为是更合适的几何变换参数的指示。

在步骤303中，通过找到与通过应用步骤300-302获得的最高相似性值对应的参数来建立最佳几何变换参数。在典型设置中，通过诸如众所周知的Nelder-Mead单形算法之类的合适的最小化算法来重复评估步骤300-302，以建立最佳的几何变换参数。这些参数被存储并分配给特定的投影图像，直到它们通过重复步骤201-203潜在地被更改。

图5图示了在步骤202中应用的旋转坐标系。在DBT成像装置中，如图1中所示的臂结构(11)通常支撑X射线源(12)和X射线检测器(18)。在DBT成像中，特别地X射线束发散并形成金字塔形的圆锥体。沿着与X射线源(12)和X射线检测器(18)中心相邻的等射线的偏移只将影响放大倍数，而与X射线检测器的像素阵列的轴对应的偏移将导致成像对象在其投影图像内的最大位移。从这一视点，所公开的方法采用旋转的uvw坐标系，该旋转的uvw坐标系在图像采集期间被附接到X射线源的物理位置和朝向。通过限制每个投影图像沿着这些固有轴的投影几何形状的几何变换，可以分离其重要性在几何准确度的意义上不同的几何自由度。计算净变换的固定坐标系由xyz坐标系表示。

将坐标系的u轴设置为与从X射线源(12)指向X射线检测器(18)的中心的等射线重合，并且将v轴设置为与X射线检测器(18)的像素阵列的水平轴到垂直于等射线的平面的平面投影重合，例如，这些自由度用于刚性变换：

1.沿着等射线(u轴)的纵向偏移；2.沿着X射线检测器像素阵列的投影水平轴(v轴)横向偏移；3.沿着X射线检测器像素阵列投影的垂直轴(w轴)的垂直偏移；4.绕u轴旋转(横摆角)；5.绕v轴旋转(俯仰角)；6.绕w轴旋转(偏航角)。

所公开的患者移动校正方法的结果是对应于X射线投影图像以及对应地DBT重建图像的物理采集的投影几何形状的改进的估计，其中几何不一致的影响被减小。

本发明的优选实施例包括用于断层合成的乳房X线照相成像布置，其包括乳房X线照相成像装置(1)，该装置包括基本垂直站立的框架部分(10)或可以固定到墙壁或天花板的框架部分(10)、与所述框架部件(10)连接的可相对于水平旋转轴旋转的臂结构(11)，其中所述臂结构(11)的相对端中基本上在第一端处放置包括焦点的X辐射源(12)，并且基本上在第二端处放置图像数据接收单元(18)。与臂结构(11)的所述第二端连接还布置下部托盘结构(15)，该下部托盘结构(15)基本上位于图像数据接收单元(18)的顶部。该布置还包括用于移动臂结构(11)的至少一个部件并控制图像数据接收单元(18)的操作的控制单元，以及包括信息记录单元和用于处理信息的单元的处理单元。

断层合成成像处理可以通过定位患者进行成像而开始，这与上述将乳房放置在下部托盘结构(15)的顶部并可能使其被上部压缩板(14)压缩而不可移动的单元的布置相关。如果装置的臂结构(11)或臂结构中包含辐射源(12)的部分尚未驱动到成像处理的第一投影角，那么它将被驱动到那里，此后该布置准备好用于第一次暴露。读取由检测器(18)检测的与暴露相关的图像信息以进行记录，并且以小的投影角度间隔，例如以2度的投影角度间隔重复成像。

对应于X射线暴露的测得的原始数据通常表示入射X射线辐射的强度或成比例的测量。众所周知的对数映射应用于测得的原始图像，以得出与所成像的乳房的总X射线衰减分布的空间铅笔积分大致成比例的X射线投影图像。测得的X射线暴露图像的预处理可以被布置为在成像装置上或在图像处理工作站上执行。

在采集预处理的X射线投影图像并将其传输到图像处理工作站或类似设备之后，执行用于确定每次X射线暴露的成像几何形状的迭代过程。如果X射线检测器是固定的，那么成像几何形状由X射线源相对于检测器的3D位置确定。如果在X射线暴露采集过程中检测器略微移动，那么还需要检测器的位置来固定成像几何形状。这对于校正任何患者移动也是必需的，并且在下面被假设。因此，投影几何描述包括X射线源(焦点)和检测器位置和检测器的高度。X射线源位置被表达为3D参考坐标系中的点。

在迭代过程中，通过使用X射线辐射源(12)和检测器(18)的位置的预定估计作为初始猜测，并且然后优化纠正性刚性变换来估计与每个X射线投影图像的暴露对应的X射线辐射源(12)和检测器(18)的三维位置，从而得到细化的估计，该估计使每个测得的X射线投影图像与所有其它测得的X射线投影图像之间的几何对应关系最大化。应该理解的是，由于与数字化乳房X线照相设备的有限的机械和位置精度相关的前述方面，X射线源位置的初始估计实际上总是不理想的。

通过将每个X射线投影图像与使用合适的正向投影算法从中间DBT图像重建计算出的对应数字重建射线照片(DRR)进行比较来测量与所有其它X射线投影图像的几何对应关系。可以使用合适的算法(诸如，众所周知的迭代SIRT算法)来计算DBT重建。可以理解，在其中将确切知道投影几何形状并且可以例如根据图像元素大小和用于X射线传播和检测的物理模型从理想的投影图像测量结果中以无限的准确度计算出理想的图像重建的理想情况下，计算出的DRR图像将完全等同于测得的X射线投影图像。此外，中间DBT重建被理解为实质上包含来自每个X射线投影图像的所有可用的结构和几何信息。基于此推理，采用迭代方法来递增估计使中间断层合成重建的测得的X射线投影图像和计算出的DRR投影图像之间的对应关系最大化的成像几何形状。中间DBT重建通常是在比用于医学诊断的典型DBT图像重建更粗糙的采样上计算的。这样做是为了提高自校准处理中使用的运动校正算法的计算效率。

将每个X射线投影图像的投影几何形状描述的刚性变换参数初始化为使初始投影几何形状描述保持不变的恒等变换。对于每个迭代和每个X射线投影图像，建立使中间DBT重建的测得的投影图像与对应计算出的DRR投影图像之间的几何对应关系最大化的更新后的刚性变换参数。然后，通过从测得的X射线投影图像和计算出的DRR投影图像计算出的相似性度量来测量每个刚性变换候选的对应关系程度以及进而它们的适用性。

总而言之，步骤300-304描述了自校准过程中特定于投影的刚性变换参数的迭代优化，其中每个单独的迭代都包括这些步骤。每次迭代都开始于使用测得的X射线投影图像和如由其唯一确定成像几何形状的变化形式的初始估计和特定于投影的刚性变换参数给定的成像几何形状的当前估计来计算中间DBT重建，步骤300。在第一次迭代中，变换参数被设置为恒等变换，即，零平移或旋转。

通过首先计算当前中间DBT重建的对应DRR投影图像，评估每次迭代中每个X射线图像的投影几何形状的刚性变换参数的新候选值的有效性。通过将候选刚性变换参数应用于当前投影图像的投影几何形状的初始估计，开始进行DRR投影图像的计算，步骤301。刚性变换被应用于X射线源和检测器位置，然后它们被用于计算DRR投影图像。

在将候选刚性变换应用于当前X射线投影图像的投影几何形状的情况下，使用合适的正向投影算法来计算当前中间DBT重建的DRR图像，步骤302。所得的DRR图像是由DBT重建唯一确定的，并且投影几何是通过将刚性变换参数应用于原始初始投影几何形状估计而得出的。

通过评估测得的X射线投影图像和使用通过应用所述变换参数而得到的投影几何形状计算出的DRR投影图像的相似性来估计刚性变换参数的候选值的有效性，步骤303。通过计算合适的图像相似性测量(诸如，图像互相关、梯度相关、互信息、或图像差异的熵)来评估相似性。鉴于上述考虑，将测得的X射线投影图像与计算出的DRR图像之间的较高相似性作为指示或更合适的刚性变换参数。

通过找到测得的X射线投影图像和根据刚性变换参数计算出的DRR投影图像之间应用的相似性测量的极值来执行刚性变换参数的优化，步骤304。通过迭代步骤301-303执行优化，直到满足预定条件。预定条件可以是例如多个迭代循环或特定于投影的变换参数的整体变化。在找到与找到的投影相似性测量的极值对应的最佳刚性变换参数之后，将变换参数存储以再次用于从步骤300开始的后续迭代中。足够的迭代次数通常取决于校正过程的期望准确度水平和初始估计的准确度。可能希望迭代处理收敛于这样一个点，其中投影几何形状估计在后续迭代之间不再显著变化，并且计算可以被停止。

基于运动校正的自校准处理的唯一结果是一组特定于投影图像的刚性变换参数，这些参数被应用于初始投影几何形状估计，产生X射线投影几何形状的优化估计。优化的投影几何形状估计替换初始投影几何形状估计，并且它被用作计算表示用于医疗目的的患者的最终DBT重建图像的输入。

在乳房X线照相中的断层合成的上下文中，本发明可以与有限数量的投影图像一起使用并且使用有限的断层摄影角度。投影图像的数量可以仅为约数十个图像，诸如小于20个图像，或者甚至小于10个图像。断层摄影角度可以小于大约60度，或者甚至小于40度，诸如15-30度。

上述方法可以被实现为在计算设备中执行的计算机软件。当软件在计算设备中执行时，其被配置为执行上述发明方法。软件被实施在计算机可读介质上，所得它可以被提供给计算设备。

所公开的方法可以被实现为在计算设备中执行的计算机软件。软件被实施在计算机可读介质上，所得可以被提供给计算设备。

如上所述，示例性实施例的部件可以包括用于保持根据本实施例的教导编程的指令并且用于保持本文所述的数据结构、表、记录和/或其它数据的计算机可读介质或存储器。计算机可读介质可以包括参与向处理器提供用于执行的指令的任何合适的介质。常见形式的计算机可读介质可以包括例如软盘、柔性盘、硬盘、磁带、任何其它合适的磁介质、CD-ROM、CD±R、CD±RW、DVD、DVD-RAM、DVD±RW、DVD±R、HD DVD、HD DVD-R、HD DVD-RW、HDDVD-RAM、蓝光碟、任何其它合适的光学介质、RAM、PROM、EPROM、闪存-EPROM、任何其它合适的存储器芯片或盒式带、载波或计算机可以从中读取的任何其它合适的介质。

总而言之，本发明的实施例包括用于数字化乳房断层合成重建的自校准处理，包括：

使用包含X射线源和X射线检测器的X射线成像单元，在有限的断层摄影角度上采集被成像患者的包括有限数量的二维图像的一组X射线投影图像；

定义初始投影几何形状估计，所述初始投影几何形状估计描述在采集X射线投影图像期间X射线源和X射线检测器的空间位置和朝向；

使用X射线投影图像和初始投影几何形状估计来计算中间DBT重建；

基于X射线投影图像、初始投影几何形状估计和中间DBT重建，确定用于初始投影几何形状估计的特定于投影图像的校正几何变换；

以及使用X射线投影图像和与确定的校正几何变换对应的投影几何形状的校正估计来计算最终DBT重建，其中用于初始投影几何形状估计的校正几何变换是在与采集X射线投影图像期间X射线源和X射线检测器的空间位置和朝向对应的特定于投影图像的旋转坐标系中确定的。

可以通过将一个轴设置为与从X射线源指向X射线检测器的像素阵列的中心的等射线重合，并且将另外两个垂直轴设置为与X射线检测器的像素阵列轴到垂直于等射线的平面的正交投影重合来定义所述特定于投影图像的旋转坐标系。

用于定义特定于投影图像的旋转坐标系的另一种可能性是，将两个垂直轴设置为与X射线检测器的像素阵列重合，并且将第三垂直轴设置为与X射线检测器的像素阵列的法线重合。

根据一个实施例，可以通过将两个垂直轴设置为与X射线检测器的边缘到垂直于等射线的平面的正交几何投影重合，并且将第三轴设置为与等射线重合来定义特定于投影图像的旋转坐标系。

根据一个实施例，可以通过将两个垂直轴设置为与X射线检测器的边缘重合，并且将第三轴设置为与X射线检测器的法线重合来定义特定于投影图像的旋转坐标系。

通过将旋转坐标系中的几何变换应用于初始投影几何形状估计来获得重新投影的数字重建的射线照片的投影几何形状。

通过找到X射线投影图像和中间DBT重建的对应重新投影的数字重建射线照片之间的最大相似性来确定校正几何变换。

计算固定坐标系中的净变换，并从旋转坐标系中确定的校正几何变换中减去该净变换。

固定坐标系中的净变换是通过将特定于投影图像的的几何变换从旋转坐标系映射到固定坐标系并取其平均值，并且在从固定坐标系映射到旋转坐标系之后从几何变换中减去平均值而计算出的。

多次迭代中间DBT重建的计算并确定校正几何变换，其中每次迭代之后的校正的投影几何形状估计充当下一次迭代的新的初始投影几何形状估计，并且最终的校正的投影几何形状估计对应于最后一次应用的迭代的校正后的投影几何形状估计。

实施例包括：计算机程序，该计算机程序包括计算机程序代码，该计算机程序代码被配置为当在计算设备中执行时执行根据以上公开的内容的方法；以及包括以下各项的装置：

至少一个处理器，被配置为执行计算机程序；以及

至少一个存储器，被配置为存储计算机程序和相关数据；

其中该装置可连接到医学成像装置并且被配置为执行根据以上公开的内容的方法。

另一个实施例是一种用于数字化乳房断层合成(DBT)自校准处理的方法，包括：

采集一组X射线投影暴露图像；

形成与每个X射线投影暴露图像对应的投影几何形状的初始估计；并且进一步

计算中间DBT重建；以及

为每个X射线投影暴露图像建立应用于初始投影几何形状估计的与校准结果对应的一组刚性变换参数；

使用所述一组X射线投影暴露图像和投影几何形状的最终校准的估计来计算最终DBT重建。

使用原始X射线暴露和基于已建立的一组刚性变换参数的细化投影几何形状估计计算最终DBT重建图像。

该方法还包括通过应用已建立的一组刚性变换参数来执行初始投影几何形状估计的特定于投影图像的刚性变换。

所述变换包括平移和旋转。

应用于给定投影图像的当前投影几何形状估计的所述一组刚性变换参数导致对应于X射线源和检测器的虚拟运动的投影几何形状的更改或细化形式。

在计算中间DBT重建的DRR图像之前，对对应的初始投影几何形状估计进行刚性变换。

该方法还包括在特定于投影图像的旋转坐标系中执行刚性变换。

该方法还包括测量计算出的DRR图像和对应的测得的X射线投影图像的相似性。

该方法还包括通过根据刚性变换参数找到测得的X射线投影图像和计算出的DRR投影图像之间的相似性测量的极值来优化特定于投影的刚性变换参数。

该方法进行多次迭代，并且在下一次迭代中使用变换参数，然后将所述变换参数用作后续参数优化的初始猜测。

在一个实施例中，一种计算机程序包括计算机程序代码，所述计算机程序代码被配置为当在计算设备中执行时执行根据上文讨论的方法。

一个实施例是一种装置，包括：

至少一个处理器(112)，被配置为执行计算机程序；以及至少一个存储器(113)，被配置为存储计算机程序和相关数据；

其中所述装置可连接到医学成像布置并且被配置为执行如上所讨论的方法。

另一个实施例是一种医学数字化乳房断层合成成像布置，包括：

医学成像设备；以及

如上所公开的装置，其中所述装置与所述医学成像设备连接。

对于本领域技术人员显而易见的是，随着技术的进步，可以以各种方式来实现自校准医学成像装置的基本思想。因此，自校准医学成像装置及其实施例不限于上述示例；而是它们可以在权利要求的范围内变化。