在心脏计算机断层造影显示中降低级间伪影的方法.pdf

本发明涉及一种用于在心脏CT显示中降低进给方向(9)上的级间伪影的方法，其中，利用计算机断层造影系统(1)再现心脏立体的两个子立体(N，N+1)的立体图像或截面图像(I)，其中，用于再现的每个子立体(N，N+1)的检测器数据来自不同的心脏周期，在此，该两个子立体在进给方向(9)上彼此相邻并在重叠区域内部分地重叠，并在以下分别被称为第一和第二子立体；关于第一子立体(N)重叠区域(15)中的至少一个选出的部位(13)确定相对于第二子立体(N+1)的移动向量(14)，并对该第二子立体至少部分地相应于该至少一个移动向量(14)进行空间变换。

权利要求书
1.  一种用于在心脏计算机断层造影显示中降低进给方向上的级间伪影的方法，至少包括以下步骤：

1.  1.利用计算机断层造影系统(CT)再现心脏立体的两个子立体(N-1，N，N+1)的立体图像或截面图像(I)，其中，从不同的心脏周期中提取用于再现的、每个子立体的检测器数据，在此，该两个子立体(N-1，N，N+1)在进给方向(z，9)上彼此相邻并在重叠区域内部分地重叠，并在以下分别被称为第一和第二子立体，
其特征在于，

1.  2.至少关于第一子立体(N)重叠区域(15)中的至少一个选出的部位(13)确定相对于第二子立体(N+1)的移动向量(14)，以及

1.  3.对该第二子立体至少部分地相应于该至少一个移动向量(14)进行空间变换。

2.  根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述至少一个移动向量(14)垂直于所述进给方向(z，9)。

3.  根据权利要求1或2所述的方法，其特征在于，在三维空间中确定所述至少一个移动向量(14)。

4.  根据权利要求1至3中任一项所述的方法，其特征在于，在整个重叠区域(15)上确定所述移动向量(14)的场。

5.  根据权利要求1至4中任一项所述的方法，其特征在于，在明显突出的图像部位(13)之间确定所述至少一个移动向量(14)。

6.  根据权利要求5所述的方法，其特征在于，采用较高的对比度跳跃以及其周围作为所述明显突出的图像部位(13)。

7.  根据权利要求1至6中任一项所述的方法，其特征在于，为了确定所述至少一个移动向量(14)，在明显部位的周围移动所述第一和第二子立体的重叠区域(15)，直至在该两个重叠区域(15)的比较中误差达到最小，并将该在此使用的移动作为最佳移动向量(14)使用。

8.  根据权利要求4至7中任一项所述的方法，其特征在于，在确定所述移动向量(14)的场时，对重叠区域(15)的各个明显部位(13)进行比较，确定其最佳移动向量(14)，并通过内插或外插计算来确定位于最佳移动向量(14)之间的移动向量。

9.  根据权利要求1至8中任一项所述的方法，其特征在于，为使第二子立体(N+1)接近于第一子立体(N)，对该第二子立体(N+1)进行完全的变换。

10.  根据权利要求1至9中任一项所述的方法，其特征在于，为使第二子立体(N+1)接近于第一子立体(N)，对该第二子立体(N+1)在整个子立体上进行相同的变换。

11.  根据权利要求1至10中任一项所述的方法，其特征在于，为使第二子立体(N+1)接近于第一子立体(N)，利用向量场(14)对该第二子立体(N+1)进行变换，该向量场的向量(14)具有不同的方向和大小。

12.  根据权利要求11所述的方法，其特征在于，利用与所述重叠区域(15)增长的距离来简化所述移动向量(14)，优选连续地简化和/或简化为0。

13.  一种存储介质，集成在计算机断层造影系统(1)的计算单元(10)中或用于该计算单元(10)，其特征在于，其中存储至少一个计算机程序(Prgx)或程序模块，当其在该计算机断层造影系统(1)的计算单元(10)中被执行时，实现根据权利要求1至12中任一项所述的方法。

说明书在心脏计算机断层造影显示中降低级间伪影的方法
技术领域
本发明涉及一种用于在心脏CT显示中降低级间伪影(Stufenartefakt)的方法，其中，利用计算机断层造影系统(CT)再现心脏立体的两个子立体的立体图像或截面图像，并且从不同的心脏周期中提取用于再现的、每个子立体的检测器数据，在此，该两个子立体在进给方向上彼此相邻并在重叠区域内部分地重叠。
背景技术
已知在建立心脏的心脏CT图像时，可能由于整体显示的心脏立体是由多个其再现数据分别为在不同的心脏周期中记录的子立体组合而成，而产生级间伪影。迄今用于减少这样的级间伪影的方法在于对再现阶段的块专用(block-individuell)的选择。该方法可以通过查找具有最小运动的时刻手动地或自动地实现。该方法以“运动映射(Motion Mapping)”而公知，并在Manzke，R.等人的论文“Automatic phase determination for retrospectively gated cardiacCT”，Med.Phys.31(12)，pp 3345-3362，Dec 2004中有详细描述。在一些情况下该方法能够提供较之于在整个数据组上恒定再现阶段更好的结果。
但是也表明，该方法不能消除心脏CT拍摄中所有出现的级间伪影。
发明内容
因此本发明要解决的技术问题在于，找到一种更好的在心脏CT拍摄中减少级间伪影的方法，该方法还可以消除不是通过在数据采集期间的运动引起的级间伪影。
发明人了解，在心脏CT拍摄中产生级间伪影的另一个原因在于，在其数据用于再现CT图像的心脏静止阶段之间可能存在空间错位。尽管心脏在前后接续的心脏周期的静止阶段中不运动，却也不一定会在同一位置上。在此，这可以是整个心脏的移位，或者可以仅是刚被扫描过的心脏区域的移位。如果在前后接续的心脏周期中的不同位置是造成级间伪影的原因，则优化的相位也不能对成像的改善起作用。因此需要在对再现后的子立体进行组合时将这些子立体这样合并：不考虑相对于CT的相对定向，而是考虑相对于心脏轮廓的相对定向。
在心脏螺旋CT中仅采用特定的时间数据窗，该数据窗通常位于心脏舒张期的范围内。这使得在支架足够快地旋转的情况下再现几乎不包含运动，即产生不包含伪影的图像。不过，在一个心脏阶段中最多只能相应于检测器宽度在进给方向或z方向上拍摄一个立体，因此整个立体必须由在不同心脏周期拍摄的块(所谓的“堆叠”)组合而成。在此，各个堆叠或者可以由多个再现后的截面图像组成，或者可以表示逐体素再现的子立体。
心脏不同区域的运动曲线不必在每个周期中都是相同的。因此尽管每个堆叠本身可以是一致的，即不包含伪影的，但在不同的块之间由于静止阶段的不同位置却可能出现错位。
如果在x/y平面上出现移动，则该效应尤其可见并会干扰诊断。堆叠相互之间的全局移位不一定会引发该问题，因为错位也可以是局部的，即例如LCA(左冠状动脉)具有与心室壁不同的位置改变。通过提高支架的旋转速度或采用多X射线管CT系统能够结构性地优化用于降低伪影的时间分辨率；而所描述的该问题则是生理的本性，并且无法由此来克服。
因此，需要在将顺序拍摄的子立体组合成心脏的总体图像时，对子立体进行空间变换，该变换考虑了在各静止阶段或拍摄阶段之间心脏的错位。在此尤其还要注意，多数情况下对全部子立体的简单线性变换是不够的，而是还需要构成产生类似于形态方法(Morphingverfahren)的与位置相关的空间变换的向量场，该空间变换在重叠区域内明显的轮廓上对准再现的子立体。
因此发明人提出一种对在心脏CT显示中降低级间伪影的方法的改进，其中，利用计算机断层造影系统(CT)再现心脏立体的两个子立体的立体图像或截面图像，其中用于再现的每个子立体的检测器数据来自不同的心脏周期，在此，该两个子立体在进给方向上彼此相邻并在重叠区域内部分地重叠，并在以下分别被称为第一和第二子立体。改进之处在于，至少关于第一子立体重叠区域中的至少一个选出的部位确定相对于第二子立体的移动向量，并对该第二子立体至少部分地相应于该至少一个移动向量进行空间变换。
在该方法中，该至少一个移动向量可以垂直于进给方向、或在三维空间中确定。在该第一变形中，仅对垂直于系统轴的平面内的级间伪影进行补偿，而在该第二变形中，还可以消除空间定向的移动以及由此产生的级间伪影。
此外有利的是，在一个单独的移动向量的位置上确定关于整个重叠区域的移动向量的场。在此首先要考虑的是，移动并不是在所有位置上均匀地进行的，而可以是与位置相关的。
此外，通过在明显突出的图像部位之间确定至少一个移动向量尤其可以简化对移动的识别和定义。尤其是可以采用较高的对比度跳跃以及其周围作为明显突出的图像部位。
此外优选的是，为了确定至少一个移动向量，在明显部位的周围移动所述第一和第二子立体的重叠区域，直至在该两个重叠区域的比较中误差达到最小，并将该在此使用的移动作为最佳移动向量使用。
如果在一个或少数几个移动向量的位置上确定移动向量的场，则优选的是，在确定移动向量的场时，对重叠区域的各个明显部位进行比较，确定其最佳移动向量，并通过插值计算来确定位于最佳移动向量之间的移动向量。
相应于本发明方法的一种简单的变形，为使第二子立体接近于第一子立体，对该第二子立体进行完全的变换。此外，还可以为使第二子立体接近于第一子立体，对该第二子立体在整个子立体上进行相同的变换。
不过，尤其优选的是，为使第二子立体接近于第一子立体，利用向量场对该第二子立体进行变换，该向量场具有不同方向和大小的移动向量。在此，例如可以利用与重叠区域增长的距离来简化移动向量，优选连续地简化和/或简化为0。
附图说明
以下借助附图和优选实施方式对本发明进行详细描述，其中仅示出了理解本发明所需的特征并采用以下附图标记：1：CT系统；2：第一X射线管；3：第一检测器；4：第二X射线管；5：第二检测器；6：支架外壳；7：患者；8：患者卧榻；9：进给方向/系统轴；10：控制和计算单元；11：存储器；13：重叠区域中明显突出的部位；14：移动向量；15重叠区域；I，I′：截面图像；N，N-1，N+1：子立体；P：位置；SX：选择掩模；t：时间；Prg1-Prgn：程序；  z：进给方向/系统轴；Δt：时间窗；ΔP：错位。附图中：
图1示出心脏运动曲线的示意图；
图2示意性示出三个具有关于进给方向z和时间的重叠区域的经再现的堆叠；
图3示出心脏的CT截面图像；
图4示出根据公式(2)的CNR(p)；
图5示出通过根据CNR(p)的阈值运算的选择掩模S；
图6以流程图示出按照本发明的方法，其中示意性示出平移向量场；
图7概略地示出具有计算单元和用于实施本发明方法的程序的CT系统。
具体实施方式
图1借助心脏的位置改变、即通过关于两个心脏周期的运动曲线，示意性地示出本发明所基于的实际问题。图中绘出心脏的任意部位的位置P关于时间t的变化。在该两个周期内各有一个相当于舒张期中心脏静止阶段的阴影区域。在该区域内利用时间窗Δt对每个心脏周期扫描一个子立体并进行再现。理想情况下现有技术的出发点是，心脏以及心脏的每个部位在每个周期阶段中都处于同一位置。但如由图1可见，所观察的心脏部位的位置错开ΔP。实践中，为了显示心脏将源自不同心脏周期的多个子立体组合成心脏的总体图像。
图2借助多个所谓的堆叠(＝一个心脏周期的截面图像堆)举例示出这种情况。关于时间轴t示出了各堆叠N-1、N和N+1，它们分别由1，...，n个截面图像平面In(N-1)、In(N)和In(N+1)组成，其中，第一个和最后一个以阴影示出的截面图像分别与相邻堆叠的最后一个和第一个截面图像相重叠(＝重叠区域15)。
如果这些堆叠如当前情况这样简单地彼此在空间上排列，则不会产生重合过渡并且显示具有级间伪影。按照本发明的方法提出了对降低在以上所示的堆叠边界的级间伪影的建议，以下基于截面图像再现对示例实施方式进行明确的描述。
步骤1：
在第一步骤中，利用对数据片段的时间上的选择进行图像数据的再现、即所谓的心脏再现，该数据片段具有在块边界分别具有至少一个z位置相同的截面图像的特性。由于因为在卧榻移动速度过快时会在图像堆叠中产生空隙，卧榻在z方向上的每次进给大多是相对扫描期间心率的变化以相应的可靠性选择的，并且可以毫无局限地再现薄的断层，因此这通常可以自动地进行并因此而不需改变其它扫描参数。
以下在不限制一般性的情况下假设所有堆叠都包含数目相同的n个图像。
步骤2：
现在在第二步骤中对相邻堆叠之间的错位进行分析。该对相邻堆叠之间的运动的分析不必一定在整体图像平面上进行，而是可以有针对性地仅对出现高对比度跳跃的部位进行，例如软组织<->被对比的血管、肺组织<->软组织。在均匀区域中第一不能准确地检测到移动，第二肉眼几乎不能辨别可能的错位。此外，对引入观察的像素的限制对所需要的计算时间来说有积极作用。
对相关区域的选择例如可以通过从像素值或梯度出发形成阈值来实现。以特别优选的方式，可以对每个堆叠最后一层的每个像素p计算在多个方向i＝1，...，m，例如m＝4上的线性方差vpi。假设对于固定的像素p，imin(p)(或imax(p))是具有最小或最大方差的下标。则下式定义了表征所观察的图像的噪声的参数：
V &OverBar; min = Σ p v p i min ( p ) Σ 1 p - - - ( 1 ) ]]>
但其中不包含结构性的噪声。由此，可以对每个像素计算对比度-噪声关系：
CNR ( p ) = v p i max ( p ) V &OverBar; min - - - ( 2 ) ]]>
通过准则CNR(p)＞T给出适当的选择，由此得出相应的掩模S。
图3至图5图解地示出该过程。图3举例示出公式(2)被应用于其上的CT图像，并且得到图4所示的图像。通过对图4的图像进行阈值运算产生图5所示的选择掩模S。
步骤3：
在第三步骤中，分别对每个在第二步骤中从集合S中掩盖的像素p确定移动向量。为此以与In(N)中的像素p的接缝部位In(N)/I1(N+1)为例，从I1(N+1)中搜索这样的像素p′opt(p)，即在这些像素的周围U中来自I1(N+1)的图像内容与在像素p周围来自In(N)的图像内容最相对应。在此，参数p和p′表示包含对应像素的坐标的向量。实际上这例如可以通过p′的改变通过最小化误差积分
&epsiv; ( p ′ ) = Σ Δp &Element; U ( I n ( N ) ( p + Δp ) - I 1 ( N + 1 ) ( p ′ + Δp ) ) 2 - - - ( 3 ) ]]>
来实现。在此，Δp应被理解为在选出的环境U中的所有点上延伸的相对向量。按照优选的方式，将对p′的搜索范围限制在由最大预期移动定义的、一定的区域B(p)上。作为结果
M(N)(p)＝p′opt(p)-p                                       (4)
表示对于S中所有p的所搜索的移动场，其中，使须对其进行变换的、限制在S上的In(N)无级地与I1(N+1)邻接。在此所描述的策略也称为“块匹配(Block-Matching)”。
在同一过程中，可以为了以后的用途计算给出由公式(4)确定的值的可靠程度的置信参数。该特性大约可以通过ε(p′)的最小值定义得如何“清晰”来表征。在均匀的区域中，ε(p′)近乎为常数，对于直边，当p′沿着边移动时该函数几乎没有变化。因此，在这种情况下p′opt(p)和M(p)是不可靠的。例如下式可作为对该最小值的质量的度量：

即对围绕最小值的间隔Δε中ε(p′)的点数的分析。此外，考虑ε(p′opt(p))的绝对值也可以是有意义的，以便捕获这样的情况：其中通过在z方向上的移动对象在I1(N+1)中可见，而在In(N)中却不可见。
M(p)中不够可靠的值可以由封闭的(abschliessend)、取决于Q(p)的、通过相邻向量内插出的向量来替代，或者根据Q(p)与内插后的向量相混合。
可选地，可在随后对该结果场进行线性或非线性平滑，以消除逃逸(Ausreiβer)，并考虑如下假设：移动场不会任意快地改变。
还可以在替换In(N)和I1(N+1)的情况下对步骤3进行考虑，以对S′中的p′产生场该场描述了I1(N+1)的必要失真以便与In(N)无级地连接。由此是M的反函数，并定义在相应于步骤2在I1(N+1)上计算出的集合S′上。
步骤4：
至此，仅确定了S中的移动向量。为了能够对邻接的堆叠的图像进行变换，必须首先将“空隙”、即S之外的图像点填满。也就是说，必须将场M在整个图像In(N)上例如在考虑已存在的相邻向量的情况下通过连续地延伸而不断地扩展。在此，不断地依据步骤3中的确定，假设移动向量仅以有限的速度改变。优选地，这样进行移动向量的延伸：使得在S之外的向量场的发散保持尽可能地小，在理想情况下为0，即具有尽可能少的源。对此合适的方法在数学(诺伊曼边界条件)及其在电动力学的应用中是公知的。
然后，必须将移动场在整个堆叠N上继续。假设Φ1(N)，...，Φn(N)为将在后面步骤5中用于变换的、对于图像I1(n)，...，In(N)的场。在此，可以有不同的变形，以下描述其中三种：
a)一个堆叠中的所有图像都同样地失真，即 Φ 1 ( N ) = Φ 2 ( N ) = . . . = Φ n ( N ) ]]>成立。在此，第一堆叠保持不变，即 Φ i ( 1 ) ≡ 0 , ]]>第N个堆叠必须被通过 Φ i ( N ) ≡ Σ k = 1 N - 1 M ^ ( k ) ]]>变换。
b)堆叠的一端、即图像I1(N)或In(N)保持未被扫描，即 Φ 1 ( N ) ≡ 0 ]]>或 Φ n ( N ) ≡ 0 . ]]>相应的另一端这样失真：使得可以无错位地连接，即 Φ n ( N ) = M ( N ) ]]>或 Φ 1 ( N ) = M ^ ( N - 1 ) . ]]>其间通过连续过渡例如利用 Φ i ( N ) = i - 1 n - 1 M ( N ) ]]>或 Φ i ( N ) = ( 1 - i - 1 n - 1 ) M ^ ( N - 1 ) ]]>以线性的方式产生移动场。
c)保持在其边缘发生对称失真的堆叠的中心，即， Φ 1 ( N ) = M ^ ( N - 1 ) / 2 ]]>和 Φ n ( N ) = M ( N ) / 2 . ]]>所有其它移动场将通过连续过渡产生，例如利用下式以线性的方式产生：
Φ i ( N ) = ( 1 2 - i - 1 n - 1 ) M ^ ( N ) i ≤ n + 1 2 ( i - n n - 1 + 1 2 ) M ( N ) i > n + 1 2 . - - - ( 6 ) ]]>
步骤5：
作为步骤4的结果，对堆叠的所有图像存在N个不同的场，现在利用这些场以借助非刚性变换使该块中的图像内容失真。由此，根据该结构降低了在堆叠N和N+1之间的接缝部位的级间伪影。
图6再次对上述方法示意且完整地进行了描述。在第一步骤S1再现图像数据I。在第二步骤S2选择具有空间错位的重叠区域15的显著可识别部位。然后，在第三步骤S3利用移动场的移动向量14来计算移动场，在此还可以进行置信考虑和进行平滑。然后，在第四步骤S4中计算移动向量14的整个场，以便由此不会出现新的跳跃和伪影。最后，在第五步骤S5中在一个堆叠的相邻堆叠上对该堆叠的图像数据进行非刚性平面变换，必要时还可以进行空间变换，从而产生心脏整个立体的无伪影显示I′。
需要明确地指出的是，上述本发明的方法不仅可以应用于截面图像显示，而且还可以在不脱离本发明范围的情况下用于立体显示。尤其是该方法在对仅有平面描述的结构错位需要更好理解的部位还考虑心脏结构的空间错位，并由此消除所产生的立体伪影。
图7举例示出CT系统1，在其计算单元10中具有存储介质，其上存储用于控制CT系统1或对检测器输出数据进行分析并实施上述本发明方法的程序。
在这里具体示出的情况中，CT系统1具有支架外壳6，其中在未示出的支架上安装了X射线管2和多行检测器3。在运行时，X射线管2和检测器3绕系统轴9旋转，而患者7则借助可移动患者卧榻8沿着系统轴9通过X射线管2和检测器3之间的扫描区移动。这样相对患者实施螺旋扫描。可选地，还可以采用多个X射线管/检测器组合进行扫描。这样的双X射线管/检测器组合通过虚线表示的第二X射线管4和第二多行检测器5示出。通过采用双X射线管/检测器组合可以改善心脏拍摄的时间分辨率。此外，在此示出的例子中，控制和计算单元10还接管EKG(心电图)的功能，利用其可以确定大多为相位正确地再现所需的心脏导数(Herzableitung)。
对CT系统的控制以及图像再现包括图像处理，是通过计算单元10实现的，该计算单元10在内部存储器11中包含计算机程序Prg1-Prgn，这些程序也可以存储在移动存储介质上。这些计算机程序除了执行CT计算机的其它常规任务外，还执行用于图像处理的本发明的方法。
图7在虚线框12中示意性示出的按照本发明的抑制伪影的方法的变形。据此，首先借助计算机程序PrgX再现患者7的截面图像数据组或立体数据组I。利用以上在图6中描述的方法步骤S1至S5降低了级间伪影，并作为结果在计算单元10的显示器上输出更好显示的截面图像数据组或立体数据组I′。
应该理解，以上所述本发明的特征不仅可以用于给出的组合，还可以在不脱离本发明范围的情况下应用于其它组合或单独使用。