專利名稱：提供受抑制的超出測量場偽影的圖像數據組的方法及設備的制作方法
技術領域：
本發明涉及一種用于提供針對生物對象的、具有受到抑制的超出測量場偽影的圖像數據組的方法，所述超出測量場偽影是由于借助X射線圖像拍攝設備對所述生物對象的不完整幾何采集而引起的。本發明還涉及ー種X射線圖像拍攝設備，具有被構成為執行這樣的方法的圖像分析設備。
背景技術：
由X射線圖像拍攝設備、尤其是計算機斷層造影設備獲得的X射線圖像或斷層造影圖像可能具有極為不同的圖像偽影。圖像偽影的一種類型是由于以下原因引起所測量的對象在測量過程期間在其幾何伸展上未被完全采集。所述測量對象的一部分位于測量場之外并且通過這種方式在對該部分獲得的圖像方面可以說被切割出去。由此產生的圖像偽影在下面被稱為超出測量場偽影。超出測量場偽影尤其是在計算機斷層造影的情況下起著 重要的作用，因為通過反投影獲得的三維圖像通常基于多個投影圖像，所述多個投影圖像不是全部一直完全和完整地采集待測量的對象，因為所述對象在測量期間不是持續地完全位于測量場內。不期望的數據縮小在所有計算機斷層造影的掃描設備中可能是重要的，但是尤其是在平面檢測器計算機斷層造影設備中起著顯著的作用(參見“W. A. Kalender和Y. Kyriaku. Flat-detector CT. Eur Radiol. (11) : 2767-79，2007”)。在平面檢測器計算機斷層造影設備的情況下，可在測量中采集的檢測器視場或測量場的直徑僅大約20-25cm。該限制使得避免超出測量場偽影幾乎是不可能的。超出測量場偽影顯著干擾了所產生的X射線圖像或斷層造影圖像的質量。在此，偽影不僅出現在圖像邊緣的附近，而且還影響所拍攝的圖像的中心區域。當X射線在測量場的所有邊緣區域上都未被衰減的情況下，超出測量場偽影例如不會出現。于是產生所定義的在吸收值方面趨向于零的過渡。但是如果該過渡未被正確給出，則在計算機斷層造影拍攝情況下尤其是在經過濾波的反投影(例如參見“A. C. Kak和 M. Slaney. Principles ofComputerized Tomograpnic Imaging. IEEE Press, 1988，，，uL. A. Feldkamp, L. C. Davis,矛ロ J. W. Kress, Practical cone—beam algorithm. J. Opt. Soc.Am. A，1(6) :612-619, 1984”)之后產生如下效果超出測量場偽影出現并且觀察到X射線衰減值的趨向于圖像邊緣的可見增加。如果超出測量場的邊緣，則在計算機斷層造影圖像中產生亮的白環。而且位于實際的測量場區域之外的類似條紋的偽影也是結果。超出測量場偽影一般通過以下方式得到抑制，即在測量場邊緣旁的圖像區域一向這些圖像區域分配大于零的衰減值一被這樣外推出來，即產生對為零的X射線吸收值的經過平滑的值分布。根據ー種已知的方法，將在用于反投影的計算機斷層造影投影圖像中的被切割出去的區域外推到是零的衰減值并且接著執行經過濾波的反投影。在外推方法的范圍中，例如借助水圓柱體來近似對象(參見“Hsieh J, Chao E, ThibaultJ, GrekowiczB，Horst A, McOlash S 和 Myers T J, 2004, A novel reconstruction algorithm toextendthe CT scan field-of-view Med. Phys. 31，2385-91 ”)。患者整體也可以被近似為水橢圓，從而通過這種方式為外推提供數據(參見“Maltz J S, Bose S，ShuklaH P和Bani-Hashemi A R，2007，CT truncation artifact removal usingwater-equivalenttnicknesses derived irom truncated projection data Proc. IEEEEng.Mea.Biol.，Soc. 2007. 2907-11”)。ー種二次外推例如由 uSourbelle K，Kachelrie 3 M 和Kalender W A，2005，Reconstruction from truncated projectionsin CT using adaptivedetruncation Eur. Radiol. 15，1008-14” 已知，而所謂的正弦圖內插在“Zamyatin AA 和Nakanishi S，2007，Extension of the reconstructionfield of view and truncationcorrection using sinogram decomposition Med. Phys. 34，1593-604” 中描述。其它外推方法由以下出版物已知“ Janoop K P 和 Rajgopal K，2007，Estimation of missing datausing windowed linear prediction inlaterally truncated projections in cone-beamCT Proc. IEEE Eng. Med. Biol. Soc. 2007，2903-6”，“Starman J, Pelc N, Strobe N和FahrigR，2005，Estimating 0 and I' moments in C-arm CT data for extrapolating truncatedprojections Proc. SPIE 5747，378-87” 以及 “Sourbelle K，Kachelrie 0 M 和 KalenderW A，2005，Reconstruction from truncated projections in CT using adaptivedetruncation Eur. Radiol. 15，1008-14，，。·這些由現有技術已知的方法的目的是，改善測量場區域內的圖像質量，但是忽略了測量場區域之外的圖像修改或質量改善。對于在計算機斷層造影投影圖像中分割出多個邊緣區域的情況，產生附加的嚴重的缺陷。在大多數方法中，需要至少ー個未被分割的投影圖像，以保證一致性準則得到滿足。三維數據向ニ維數據的轉換通常是格外耗費時間的。如在平面檢測器計算機斷層造影設備情況下已成慣例的劇烈縮小的數據組，在超出測量場偽影方面無法通過常用的方法來克服。此外，解剖信息經常丟失。患者的輪廓大多數并未正確再現，這使得治療醫生例如在手術期間難以借助計算機斷層造影圖像來用儀器在患者身體內行進。
發明內容
本發明的任務是提供ー種方法以及ー種X射線圖像拍攝設備，利用它們可以更好地抑制超出測量場偽影。本發明的方法用于提供針對生物對象的、具有受到抑制的超出測量場偽影的圖像數據組，所述超出測量場偽影是由于借助X射線圖像拍攝設備對該生物對象進行不完整的幾何采集而引起的。所述方法包括以下步驟a)借助X射線圖像拍攝設備獲得關于所述生物對象的X射線圖像數據組；b)獲得關于所述生物對象的比較圖像數據組，其涉及該生物對象的三維表面結構；c)通過確定可預定的幾何對應規則將比較圖像數據組的數據與X射線圖像數據組的數據對應；d)依據對于X射線圖像數據組的可以與超出測量場偽影的數據的至少一部分對應的比較圖像數據組的數據，對X射線圖像數據組的數據進行補充和/或改變。借助比較圖像數據組，可以這樣來補充或改變X射線圖像數據組，即在此直接考慮生物對象的形狀和形態(例如人的解剖情況)。在否則在圖像中被切割出去的區域中的過渡可以通過這種方式非常精確地再現出來。由此可以特別好地減小超出測量場偽影。即使在X射線圖像數據組中僅采集到對象的小的子區域，也能借助比較圖像數據組非常好地重建未被采集的區域。由此該方法也適用于超出測量場偽影很明顯的情況。在本方法的范圍中，對象的形狀和大小不僅被近似地考慮，而且基于比較圖像數據組還特別精確地和接近真實地被重現。通過這種方式可以對X射線圖像數據組的數據進行特別精確的補充和/或改變。可能的是，在將比較圖像數據組的數據與X射線圖像數據組的數據對應的步驟中通過匹配分配給圖像數據組的坐標系來給出幾何對應規則。但是優選的，在步驟c)中對對應規則的確定借助X射線圖像數據組與比較圖像數據組的配準來進行。配準尤其是應當理解為借助各自的圖像數據組的位置和維度正確的對應所進行的圖像配準。尤其是可以預先給定成像規則，通過所述成像規則將X射線圖像數據組和比較圖像數據組在它們的圖像或數據相似性方面相互關聯。該實施方式允許在步驟c)中的對應即使事先不知道X射線圖像數據組和比較圖像數據組的絕對坐標的關系也可以完全自動和不復雜地實現。
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優選的，在步驟a)中獲得三維X射線圖像數據組以及在步驟b)中獲得三維比較圖像數據組。三維X射線圖像數據組尤其是可以通過以下方式來獲得，即首先拍攝多個ニ維投影X射線圖像，然后通過反投影從這些ニ維X射線圖像數據組中產生三維X射線圖像數據組。三維比較圖像數據組尤其是可以通過以下方式來獲得，即在不同的角度下以測量技術采集所述對象并且由此產生與三維比較圖像數據組對應的三維表面圖像。通過這種方式，既可以在X射線圖像數據組中又可以在比較圖像數據組中特別精確地采集到所述生物對象的實際形態或形狀，這使得步驟C)中的數據對應變得容易。提供了精確描述所述生物對象的形狀的比較圖像數據，通過所述比較圖像數據可以這樣來補充或更改X射線圖像數據，使得實際存在的情況被特別好地復制。替換的，在步驟a)中獲得ニ維X射線圖像數據組以及在步驟b)中獲得ニ維比較圖像數據組。ニ維X射線圖像數據組尤其可以是涉及X射線投影圖像的數據組，而ニ維比較圖像數據組尤其是可以借助確定可從生物對象的三維表面結構推導的生物對象密度分布來獲得。然后通過ニ維比較圖像數據組尤其是提供深度信息。然后尤其是可以規定，借助X射線投影圖像中的X射線衰減(灰度值)以及ニ維比較圖像中的深度信息進行圖像配準。于是比較圖像數據組的數據與X射線圖像數據組的數據的對應通過強度值的比較來特別簡單地構成。優選的，在步驟d)中對X射線圖像數據組的數據進行補充和/或改變借助對X射線圖像數據組的以下數據進行經過平滑的外推方法、尤其是二次外推來進行所述數據由于X射線圖像拍攝設備的有限的測量場而可以與生物對象的幾何采集的邊緣區域對應。尤其是可以規定，基于比較圖像數據外推出X射線圖像中分割出的邊緣區域。為了進行外推，不需要假定簡化的模型。而是可以在外推的范圍內通過比較圖像數據組直接考慮生物對象的形狀、形態和幾何特征。從而在外推時可以考慮生物對象的精確輪廓。所產生的X射線圖像是尤其有說服カ的，因為它們非常好地再現了真實性。優選的，在步驟b中借助傳播時間方法獲得比較圖像數據組或者從中推導出所述比較圖像數據組的數據組。在傳播時間方法的范圍內尤其是可以規定，通過電磁波或聲波的傳播時間測量來進行距離測量并由此可以從距離中重建生物對象的表面結構。于是特別簡單地構成生物對象的三維表面結構的測量。在對象本身上的附加標記元件或測量元件是不需要的。優選的，所述方法包括校準步驟，在該校準步驟中在與X射線圖像數據組關聯的第一坐標系和與比較圖像數據組關聯的第二坐標系之間進行一一對應。于是，在這些坐標系之間的一一對應可以毫無問題地實現，并且X射線圖像以及比較圖像數據可以直接相互關聯。優選的，步驟c)包括以下子步驟Cl)確定X射線圖像數據組中的可以與生物對象的可預定第一子區域對應的數據；c2)確定比較圖像數據組中的可以與生物對象的第二子區域對應的數據，所述第ニ子區域至少部分地包括預定的第一子區域； c3)從在步驟c2)中確定的數據中選擇不能與第一子區域對應的那些數據。由此，在步驟c3)中選擇的數據尤其是借助比較圖像數據組的數據來補充在步驟Cl)中不完整的數據組。于是優選的，步驟d)包括以下子步驟dl)依據在步驟c3)中選擇的數據來補充和/改變來自于在步驟Cl)中確定的數據的數據。于是，X射線圖像中的分割出的區域尤其是可以基于與分割出的圖像區域相應的比較數據通過外推來得到補充。于是尤其是產生經過修改的X射線圖像數據組，其在實際上僅出現于比較圖像中的圖像區域中包括仿真的X射線數據。優選的，X射線圖像拍攝設備的測量場被用于獲得比較圖像數據組的測量場完全包括。尤其是可以規定，用于獲得比較圖像數據組的測量設備視場(field of view)完全包括X射線圖像拍攝設備視場。于是在整個邊緣區域中都可以補充X射線圖像數據組。根據本發明的X射線圖像拍攝設備包括X射線源、檢測器和圖像分析設備，其中圖像分析設備構成為用于執行本發明的方法。X射線圖像拍攝設備尤其是可以構成為計算機斷層造影設備。優選的，X射線圖像拍攝設備包括傳感器，所述傳感器構成為用于通過傳播時間測量采集比較圖像數據組或者從中可推導出比較圖像數據組的數據組。于是所述傳感器可以尤其是TOF (Time of Flight,渡越時間)相機。可以通過這種方式特別精確和簡單地采集三維表面結構。這樣的傳感器在現有的計算機斷層造影設備中的集成簡單地構成。優選的，X射線源和傳感器固定在共同的支撐設備上，尤其是X射線C弧上。于是可以特別簡單地實現X射線源和傳感器的共同的視場。優選的，X射線源和傳感器定位在共同的、與生物對象對置的ー側上。于是可以通過X射線源和傳感器在同一個時刻檢測對象的同一個角度視圖。于是特別簡單地將X射線圖像和比較圖像在空間上相互關聯。但是優選地還可以規定，傳感器直接定位在檢測器上或者定位在檢測器附近。優選地，傳感器可以構成為用于借助不可見的光、尤其是紅外光執行傳播時間測量。由此可以特別好地排除通過環境光引起的干擾影響。參照本發明的方法展示的優選實施方式及其優點相應地適用于本發明的X射線圖像拍攝設備。
下面借助實施例詳細闡述本發明。圖I示出根據現有技術的計算機斷層造影設備的示意顯示；圖2A示出具有在X射線C弧的同一側的X射線源和TOF相機的計算機斷層造影設備的示意顯示；圖2B示出具有在X射線C弧的相對側的X射線源和TOF相機的計算機斷層造影設備的示意顯示；圖3示出本發明方法的實施例的示意圖解；以及圖4示出本發明方法的實施例的流程設計。
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在附圖中，相同或功能相同的元件具有相同的附圖標記。
具體實施例方式圖I示出具有X射線C弧34的計算機斷層造影設備10，在該X射線C弧的一端固定X射線源12并且在X射線檢測器14的方向上發射X射線S。在X射線源12和X射線檢測器14之間，患者18布置在臥榻上，其中患者18的子區域或身體部位被X射線S透射。X射線C弧36可旋轉運動地構成并且可以通過這種方式從不同的視點或在不同的角度下檢測患者18。通過這種方式可以通過X射線檢測器14檢測不同的、將傳送給計算機32的X射線投影圖像。在計算機32中可以通過用于反投影的方法從投影圖像中重建三維圖像數據組。現在根據圖2A和2B，除了 X射線源12和X射線檢測器14之外還將TOF (渡越時間)相機16設置在X射線C弧上。TOF相機16的TOF采集區域T完全覆蓋X射線S的采集或透射區域。在此，X射線源12和TOF相機16—如圖2A所示一共同定位在X射線C弧34的與生物對象對置的ー側上。但是替換地還可以如圖2B所示將TOF相機16直接定位在檢測器14上，其中于是TOF相機16和X射線源12定位在生物對象的不同的側上。圖3示意性再現出在計算機32中運行的圖像比較和處理方法。在該實施例中考察患者18的胳膊20。在傳播時間方法中借助TOF相機16采集胳膊20并且以TOF圖像24的形式顯示。除了胳膊20的輪廓之外，TOF圖像24還包含在胳膊20的三維表面結構方面的深度信息。該深度信息允許推斷出TOF圖像24中每個像素存在的生物物質的高度或密度。在計算機32中可以計算胳膊20的三維表面模型。利用TOF相機16的典型的圖像拍攝速率是每秒100張圖像。依據結構類型，TOF相機16擁有專用的TOF測量場Tl，從而采集胳膊20的確定的子區域30。圖3還示出X射線圖像22 (在該情況下是借助X射線源12和X射線檢測器14針對X射線C弧34的確定的角位置獲得的X射線投影圖像)。與X射線源12和X射線檢測器14的視場相應的X射線測量場SI小于TOF測量場Tl，從而采集胳膊20的小于TOF圖像24中的子區域30的子區域28。為了建立TOF圖像24和X射線圖像22之間的關系，需要將X射線裝置(X射線源12和X射線檢測器14)的坐標系與TOF相機16的坐標系在幾何上相互關聯。在該實施例中這在步驟R中通過用于圖像配準的方法進行。計算機32執行比較算法，以建立X射線圖像22與TOF圖像24的盡可能好的圖像重疊。通過這種方式可以進行所需要的坐標變換。可以規定附加的圖像操縱步驟(例如平滑)。如在X射線圖像22上可以識別的，患者18的胳膊20上的手在圖像中部分地切割出去。這可能在所產生的計算機斷層造影圖像(例如通過對X射線圖像22的反投影、構成三維圖像數據組和接著的前向投影)中導致超出測量場偽影。現在借助TOF圖像24規定對超出測量場偽影的校正。在此對X射線圖像22進行經過平滑的外推。與X射線圖像22中的子區域28的圖像數據不相對應的TOF圖像24中的子區域30的圖像數據(也就是TOF圖像24的屬于補充區域26的圖像數據)在此用作該外推的基礎。在此，可以采用由現有技術已知的外推方法，例如二次外推。但是為了能執行該外推，不需要再對切割出去的區域(也就是對補充區域26)進行假定，因為胳膊20在補充區域26中的形態和/或形狀和/或輪廓和/或密度由TOF圖像24已知。通過這種方式可以將X射線測量場SI擴展到按照總圖像場S2形式的可見的或虛擬的増大的X射線測量場。 TOF相機16的優點是，利用該相機可以實時地獲得胳膊20的三維模型。代替TOF相機16地還可以使用多個也可以在空間中定位在X射線C弧34之外的傳感器。因此這些TOF傳感器不需要一定固定在X射線C弧34上。必須設置在患者18身上的附加傳感器元件是不需要的。而且X測量設備與TOF相機16之間的同步的數據拍攝也不是必需的。該方法不僅適用于常規的計算機斷層造影系統，而且還可以結合平面檢測器計算機斷層造影設備、多層CT或PET/CT掃描儀被采用。再次借助圖4簡要闡述該方法。在步驟Al中提供X射線投影圖像，在該X射線投影圖像中對象未被完整采集，從而在對該圖像的進ー步處理中可能導致測量場超出偽影。在步驟A2中確定所屬的對象邊界。在步驟BI中用TOF相機16確定按照所謂的散點圖的形式的測量數據。在步驟B2中進行對這些測量數據的內插，從而在圖像中產生平滑的表面。由此在步驟B3中產生表面模型。該表面模型現在在步驟B4中通過坐標變換而與X射線投影圖像在幾何上關聯。此外在步驟B5中進行透視變換。在步驟Cl中將這樣產生的圖像數據組進行比較并且匹配對象在X射線投影圖像中的輪廓。步驟C2包括通過外推和平滑的圖像操縱步驟。結果是在步驟C3中提供以下X射線投影圖像該X射線投影圖像的事先被切割出去的圖像區域現在得到了補充。在步驟C4中現在可以進行經過濾波的反投影，從而在步驟C5中提供經過校正的三維圖像數據組，在該經過校正的三維圖像數據組中超出測量場偽影得到抑制。
權利要求
1.一種用于提供針對生物對象(20)的、具有受到抑制的超出測量場偽影的圖像數據組的方法，所述超出測量場偽影是由于借助X射線圖像拍攝設備(10)對該生物對象(20)進行不完整的幾何采集而引起的，所述方法包括以下步驟 a)借助X射線圖像拍攝設備(10)獲得關于所述生物對象(20)的X射線圖像數據組(22)； b)獲得關于所述生物對象(20)的比較圖像數據組(24)，其涉及該生物對象(20)的三維表面結構； c)通過確定預定的幾何對應規則將比較圖像數據組(24)的數據與X射線圖像數據組(22)的數據對應； d)依據針對X射線圖像數據組(22)的與超出測量場偽影的那些數據(26)的至少一部分對應的比較圖像數據組(24)的數據，對X射線圖像數據組(22)的數據進行補充和/或改變。
2.根據權利要求I的方法，其特征在于，在步驟c)中借助X射線圖像數據組(22)與比較圖像數據組(24)的配準來進行對應規則的確定。
3.根據權利要求I或2的方法，其特征在于，在步驟a)中獲得三維X射線圖像數據組以及在步驟b)中獲得三維比較圖像數據組。
4.根據權利要求I或2的方法，其特征在于，在步驟a)中獲得二維X射線圖像數據組(22)，尤其是涉及X射線投影圖像的數據組，以及在步驟b)中獲得二維比較圖像數據組(24)，尤其是借助確定能夠從生物對象的三維表面結構推導的生物對象的密度分布來獲得。
5.根據前述權利要求之一的方法，其特征在于，在步驟d)中借助對X射線圖像數據組(22)的以下數據進行經過平滑的外推方法、尤其是二次外推來進行對X射線圖像數據組(22)的數據的補充和/或改變所述數據由于X射線圖像拍攝設備(10)的有限的測量場(SI)而能與生物對象(10)的幾何采集的邊緣區域對應。
6.根據前述權利要求之一的方法，其特征在于，在步驟b)中借助傳播時間方法獲得比較圖像數據組(24)或者從中推導出所述比較圖像數據組(24)的數據組。
7.根據前述權利要求之一的方法，其特征在于校準步驟，在該校準步驟中在與X射線圖像數據組(22)關聯的第一坐標系和與比較圖像數據組(24)關聯的第二坐標系之間進行--對應。
8.根據前述權利要求之一的方法，其特征在于，步驟c)包括以下子步驟 Cl)確定X射線圖像數據組(22)中的與生物對象(20)的預定第一子區域(28)對應的數據； c2)確定比較圖像數據組(24)中的與生物對象(20)的第二子區域(30)對應的數據，所述第二子區域至少部分地包括預定的第一子區域(28); c3)從在步驟c2)中確定的數據(26)中選擇不能與第一子區域對應的那些數據； 并且步驟d)包括以下子步驟 dl)依據在步驟c3)中選擇的數據來補充和/改變來自于在步驟Cl)中確定的數據的數據。
9.根據前述權利要求之一的方法，其特征在于，X射線圖像拍攝設備(10)的測量場(SI)被用于獲得比較圖像數據組(24)的測量場(Tl)完全包括。
10.一種X射線圖像拍攝設備，尤其是計算機斷層造影設備(10)，具有X射線源(12)、檢測器(14)和圖像分析設備(32)，所述圖像分析設備構成為用于執行前述權利要求之一所述的方法。
11.根據權利要求10的X射線圖像拍攝設備(10)，其特征在于傳感器(16)，所述傳感器構成為用于通過傳播時間測量采集比較圖像數據組(24)或者從中能夠推導出比較圖像數據組(24)的數據組。
12.根據權利要求11的X射線圖像拍攝設備(10)，其特征在于，X射線源(12)和傳感器(16 )固定在共同的支撐設備上，尤其是X射線C弧(34 )上。
13.根據權利要求11或12的X射線圖像拍攝設備(10)，其特征在于，X射線源(12)和傳感器(16 )定位在共同的、與生物對象(20 )對置的一側上。
14.根據權利要求11或12的X射線圖像拍攝設備(10)，其特征在于，傳感器(16)直接定位在檢測器(14)上或者定位在檢測器(14)附近。
15.根據權利要求11至14之一的X射線圖像拍攝設備(10)，其特征在于，傳感器(16)構成為用于借助不可見的光、尤其是紅外光執行傳播時間測量。
全文摘要
本發明涉及一種用于提供針對生物對象(20)的、具有受到抑制的超出測量場偽影的圖像數據組的方法，所述超出測量場偽影是由于借助X射線圖像拍攝設備(10)對該生物對象進行不完整的幾何采集而引起的，包括以下步驟a)借助X射線圖像拍攝設備獲得關于生物對象的X射線圖像數據組(22)；b)獲得關于生物對象的涉及了該生物對象(10)的三維表面結構的比較圖像數據組(24)；c)通過確定可預定的幾何對應規則將比較圖像數據組(24)的數據與X射線圖像數據組(22)的數據對應；d)依據針對X射線圖像數據組(22)的與測量場超出偽影的那些數據(26)的至少一部分對應的比較圖像數據組(24)的數據，補充和/或改變X射線圖像數據組(22)的數據。
文檔編號A61B19/00GK102783962SQ20121015163
公開日2012年11月21日 申請日期2012年5月16日 優先權日2011年5月16日
發明者Y.基里亞寇 申請人:西門子公司