專利名稱：獲取灌注數(shù)據(jù)的方法和裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明總的涉及醫(yī)療成像系統(tǒng)，特別是涉及使用醫(yī)療成像系統(tǒng)辨別多種對(duì)比劑的裝置和方法。
背景技術(shù)：
盡管X線斷層攝影術(shù)技術(shù)(CT)近來有快速的發(fā)展，如較快速掃描速度、用多檢測(cè)器排的較大的覆蓋和較薄的切片，但是能量的分辨率仍舊是被忽略的一個(gè)問題。即，X射線源的寬X射線光子能量譜和缺乏CT檢測(cè)系統(tǒng)的能量分辨率阻礙了CT的能量辨別。
通過給定目標(biāo)的X射線衰減不是一常量。相反地，x衰減主要依賴于X射線光子能量。這個(gè)物理現(xiàn)象表現(xiàn)在如不均勻、陰影和條紋等光束硬化偽差(beam-hardening artifact)的圖像中。某些光束硬化偽差能夠容易地被校正，但是其他一些光束硬化偽差校正較困難。一般來說，校正光束硬化偽差的已知方法包括水校準(zhǔn)，它包括校準(zhǔn)每臺(tái)CT機(jī)，從相似于水的材料中除掉光束硬化；和重復(fù)骨骼校準(zhǔn)，其中在第一通過圖像中分開骨骼，然后在第二通過中校正骨骼的光束硬化，但是，校正水和骨骼以外的材料如金屬和對(duì)比劑等的光束硬化會(huì)是困難的。另外，即使使用上述的校正方法，現(xiàn)有技術(shù)的CT不提供定量的圖像值。而且，在不同位置的相同的材料常顯示出不同的CT數(shù)字。
現(xiàn)有技術(shù)CT的另一個(gè)缺點(diǎn)是缺乏材料特征化。例如，低密度的高衰減材料與高密度的低衰減材料在圖像中產(chǎn)生相同的CT數(shù)。因此，僅基于CT數(shù)掃描的目標(biāo)的材料成份的信息很少或沒有。
另外，因?yàn)檫@些掃描器產(chǎn)生的圖像可能具有相當(dāng)大的圖像偽差和CT數(shù)的不準(zhǔn)確度，所以血管系統(tǒng)的估計(jì)常常是困難的。這些限制可能妨礙了CT裝置在先進(jìn)的診斷中的應(yīng)用。為了改善血管、組織和器官的評(píng)估，向患者給出較大用量的對(duì)比劑以加強(qiáng)圖像質(zhì)量。因此，期望能夠能夠降低患者的對(duì)比劑的用量和/或相應(yīng)地改善產(chǎn)生的圖像。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的一個(gè)方面，提供了一種獲得灌注數(shù)據(jù)的方法。所述方法包括步驟提供所感興趣的目標(biāo)；估計(jì)為了成像所感興趣目標(biāo)，通過單能量X線斷層攝影術(shù)(CT)成像系統(tǒng)使用的第一對(duì)比劑量；向所感興趣目標(biāo)引入第二對(duì)比劑量，所述第二對(duì)比劑量小于所述第一對(duì)比劑量；和使用多能量X線斷層攝影術(shù)(MECT)系統(tǒng)掃描所感興趣目標(biāo)以獲取數(shù)據(jù)。
本發(fā)明的另一個(gè)方面，提供了一種獲得灌注數(shù)據(jù)的方法。所述方法包括獲取在第一掃描時(shí)第一能量上的對(duì)比劑的第一圖像；獲取在第一掃描時(shí)在第二能量上的背景組織的第二圖像；和從第一圖像減掉第二圖像以產(chǎn)生強(qiáng)化的圖像。
本發(fā)明的另一個(gè)方面，提供了一種多能量X線斷層攝影術(shù)(MECT)系統(tǒng)。所述MECT包括至少一個(gè)輻射源；至少一個(gè)輻射檢測(cè)器；和與所述輻射源和所述輻射檢測(cè)器耦接的計(jì)算機(jī)。所述計(jì)算機(jī)被配置成獲取在第一掃描時(shí)的第一能量上的對(duì)比劑的第一圖像，獲取在第一掃描時(shí)第二能量上背景組織的第二圖像，和從所述第一圖像減掉第二圖像以產(chǎn)生強(qiáng)化的圖像。
本發(fā)明的另一個(gè)方面，提供了一種用程序編碼的計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)。所述程序被配置成指令計(jì)算機(jī)獲取在第一掃描時(shí)第一能量上的對(duì)比劑的第一圖像；獲取在所述第一掃描時(shí)第二能量上背景組織的第二圖像；和從所述第一圖像減掉第二圖像以產(chǎn)生強(qiáng)化的圖像。
本發(fā)明的另一個(gè)方面，提供了一種計(jì)算機(jī)。所述計(jì)算機(jī)被配置成獲取在多能量體層攝影(MECT)系統(tǒng)的第一掃描時(shí)第一能量上的對(duì)比劑的第一圖像；獲取在MECT的所述第一掃描時(shí)第二能量上背景組織的第二圖像；和從所述第一圖像減掉第二圖像以產(chǎn)生強(qiáng)化的圖像。


圖1是MECT成像系統(tǒng)的透視圖；圖2是圖1所示的系統(tǒng)的方框圖；圖3是獲得灌注數(shù)據(jù)的方法圖；圖4是在向患者引入了第一對(duì)比劑量時(shí)使用單能量CT成像獲取的強(qiáng)化的信號(hào)圖；
圖5在向患者引入了第一對(duì)比劑量時(shí)使用圖1所示MECT系統(tǒng)獲取的強(qiáng)化信號(hào)圖；和圖6是使用比第一對(duì)比劑量少的第二對(duì)比劑量時(shí)使用圖1所示MECT系統(tǒng)獲取的強(qiáng)化信號(hào)圖。
具體實(shí)施例方式
本說明所述的方法和裝置涉及使用能量辨別(也稱為多能量)X線斷層攝影術(shù)(MECT)系統(tǒng)獲取灌注數(shù)據(jù)。為了使用至少一個(gè)已知系統(tǒng)獲取灌注數(shù)據(jù)，操作人員估計(jì)產(chǎn)生最佳圖像應(yīng)使用的對(duì)比劑的量。使用MECT系統(tǒng)，相同的操作人員能夠向患者引入較少的對(duì)比劑和/或產(chǎn)生改進(jìn)的圖像。
另外，所述方法包括利用X射線和材料的相互作用的基本性能量的新穎的研究。例如，對(duì)每個(gè)軌道，用不同的平均X射線能量獲取多個(gè)測(cè)量值。在這些測(cè)量值上進(jìn)行康普頓和光電分解和/和BMD，獲得實(shí)現(xiàn)改善準(zhǔn)確度和特征化的附加的信息。
在某些已知的CT成像系統(tǒng)配置中，X射線源投影一扇形的光束，所述光束在被稱為“成像平面”的笛卡兒坐標(biāo)系統(tǒng)的X-Y平面內(nèi)被校準(zhǔn)。X射線光束穿過如患者的成像目標(biāo)。所述光束在被目標(biāo)衰減后，撞擊到輻射檢測(cè)器陣列上。在檢測(cè)器陣列上接收的衰減的輻射光束的強(qiáng)度依賴于目標(biāo)對(duì)X射線光束的衰減。所述陣列的每個(gè)檢測(cè)器產(chǎn)生分開的電信號(hào)，該分開的電信號(hào)是在檢測(cè)器位置上的光束強(qiáng)度的測(cè)量值。從所有檢測(cè)器獲得的強(qiáng)度測(cè)量值被分開獲取以產(chǎn)生透射分布圖。
在第三代的CT系統(tǒng)中，X射線源和檢測(cè)器陣列在成像平面內(nèi)圍繞成像的目標(biāo)用轉(zhuǎn)臺(tái)旋轉(zhuǎn)，使X射線光束與目標(biāo)相交的角度固定地改變。在一個(gè)轉(zhuǎn)臺(tái)角度從檢測(cè)器陣列獲得的一組射線衰減測(cè)量值，即投影數(shù)據(jù)，被稱為“視像(view)”。目標(biāo)的“掃描”包括在X射線源和檢測(cè)器一次旋轉(zhuǎn)時(shí)從不同的轉(zhuǎn)臺(tái)角度或視像角度形成的一組視像。
在軸向掃描中，處理投影數(shù)據(jù)以構(gòu)成與通過目標(biāo)獲得的二維切片相對(duì)應(yīng)的圖像。在本技術(shù)領(lǐng)域中，從一組投影數(shù)據(jù)重構(gòu)圖像的一個(gè)方法稱之為篩選的背投(filtered backprojection)技術(shù)。這個(gè)處理將掃描的衰減測(cè)量值轉(zhuǎn)換成叫做“CT數(shù)”和“亨斯菲爾德單位”(HU)的整數(shù)，用它控制在陰極射線管顯示器上的相對(duì)應(yīng)的象素的亮度。
為了減小整個(gè)的掃描時(shí)間，可以進(jìn)行“螺旋”掃描。為了進(jìn)行“螺旋”掃描，移動(dòng)患者同時(shí)獲取切片的指定數(shù)目的數(shù)據(jù)。這樣的系統(tǒng)從扇形螺旋掃描產(chǎn)生單一螺旋線。通過扇形光束繪制的螺旋線產(chǎn)生可以重構(gòu)每個(gè)指定切片中的圖像的投影數(shù)據(jù)。
螺旋掃描的重構(gòu)算法一般使用螺旋加權(quán)算法，它將作為視像角度和檢測(cè)器信道索引的函數(shù)的收集數(shù)據(jù)加權(quán)。具體地說，在篩選的背投處理前，根據(jù)螺旋加權(quán)因數(shù)加權(quán)所述數(shù)據(jù)，所述螺旋加權(quán)因數(shù)是轉(zhuǎn)臺(tái)角度和檢測(cè)器角度的函數(shù)。然后，所述加權(quán)的數(shù)據(jù)被處理以產(chǎn)生CT數(shù)，并構(gòu)成與通過目標(biāo)獲得的二維切片相對(duì)應(yīng)的圖像。
為了進(jìn)一步減小整個(gè)的獲取時(shí)間，引進(jìn)了多切片CT。在多切片CT中，在任何瞬間同時(shí)獲取多排投影數(shù)據(jù)。在與螺旋掃描模式結(jié)合時(shí)，這個(gè)系統(tǒng)產(chǎn)生圓錐光束投影數(shù)據(jù)的單一螺旋線。與所述單一切片螺旋加權(quán)方案相似，能夠?qū)С鲆环N在篩選的背投算法前將加權(quán)值與投影數(shù)據(jù)相乘的方法。
除非另有說明，本文中使用的以單數(shù)所述的元件或步驟應(yīng)理解為不排除復(fù)數(shù)的元件或步驟。而且，有關(guān)本發(fā)明的“一個(gè)實(shí)施例”，不應(yīng)被解釋為是排除結(jié)合所述特征的另外實(shí)施例的存在。
另外，在本文中使用的，術(shù)語“重構(gòu)圖像”不排除其中產(chǎn)生表示圖像的數(shù)據(jù)而不是可觀察的圖像的本發(fā)明的各實(shí)施方式。但是，多數(shù)實(shí)施例產(chǎn)生(或被配置成產(chǎn)生)至少一個(gè)可觀察的圖像。此外，在此使用的掃描說明進(jìn)行在時(shí)間周期上的多轉(zhuǎn)臺(tái)旋轉(zhuǎn)。例如，在灌注中在單一時(shí)間間隔上大約能夠進(jìn)行一百次掃描，所述單一時(shí)間間隔如大約四十秒鐘，但不限于此。
見圖1和2，示出了多能量掃描成像系統(tǒng)，例如多能量多切片X線斷層攝影術(shù)(MECT)成像系統(tǒng)10，系統(tǒng)10包括代表“第三代”CT成像系統(tǒng)的轉(zhuǎn)臺(tái)12。這里的多能量X線斷層攝影術(shù)系統(tǒng)也可以被稱為能量分辯CT(EDCT)系統(tǒng)。轉(zhuǎn)臺(tái)12具有X射線源14，它向在轉(zhuǎn)臺(tái)12的相反側(cè)上的檢測(cè)器陣列18投影X射線16的光束。由多個(gè)檢測(cè)器排(未示出)形成的檢測(cè)器陣列18包括多個(gè)檢測(cè)器元件20，所述元件一起測(cè)定穿過如患者22的目標(biāo)的投影的X射線。每個(gè)檢測(cè)器元件20產(chǎn)生表示撞擊的X射線光束的強(qiáng)度的電信號(hào)，因此能夠用于估計(jì)在它穿過目標(biāo)或患者22時(shí)所述光束的衰減。在掃描以獲取X射線投影數(shù)據(jù)時(shí)，轉(zhuǎn)臺(tái)12和在其上安裝的各組件圍繞旋轉(zhuǎn)中心24旋轉(zhuǎn)。圖2僅示出了檢測(cè)器元件20(如檢測(cè)器排)的一個(gè)單個(gè)排。但是，多個(gè)切片檢測(cè)器陣列18包括檢測(cè)器元件20的多個(gè)平行的檢測(cè)器排，使得在掃描時(shí)能夠同時(shí)獲取與多個(gè)準(zhǔn)平行或平行的切片相對(duì)應(yīng)的投影數(shù)據(jù)。
通過MECT系統(tǒng)10的控制機(jī)構(gòu)26控制在轉(zhuǎn)臺(tái)12上的組件的旋轉(zhuǎn)和X射線源14的工作?？刂茩C(jī)構(gòu)26包括X射線控制器28，它向X射線源14提供電源和定時(shí)信號(hào)；和轉(zhuǎn)臺(tái)馬達(dá)控制器30，它控制旋轉(zhuǎn)速度和在轉(zhuǎn)臺(tái)12上的各組件的位置。在控制機(jī)構(gòu)26中的數(shù)據(jù)荻取系統(tǒng)(DAS)32從檢測(cè)器元件20取樣模擬數(shù)據(jù)，并將所述數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成隨后處理的數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)。圖像重建器34從DAS32接收取樣的和數(shù)字化的X射線數(shù)據(jù)，并進(jìn)行高速圖像重建。重構(gòu)的圖像輸入到計(jì)算機(jī)36，計(jì)算機(jī)在存儲(chǔ)裝置38中存儲(chǔ)所述圖像。圖像重建器34可以是專門的硬件或在計(jì)算機(jī)36上執(zhí)行的計(jì)算機(jī)程序。
計(jì)算機(jī)36還通過具有鍵盤的控制臺(tái)40從操作人員接收命令和掃描參數(shù)。配套的陰極射線管顯示器42使得操作人員能夠觀察從計(jì)算機(jī)36來的重構(gòu)的圖像和其他數(shù)據(jù)。通過計(jì)算機(jī)36使用操作人員供給的命令和參數(shù)，以向DAS32、X射線控制器28和轉(zhuǎn)臺(tái)馬達(dá)控制器30提供控制信號(hào)和信息，另外，計(jì)算機(jī)36操縱一個(gè)桌面馬達(dá)控制器44，桌面馬達(dá)控制器44控制機(jī)動(dòng)的桌面46，以定位在轉(zhuǎn)臺(tái)12中的患者22。特別是，桌面46通過轉(zhuǎn)臺(tái)開口48移動(dòng)患者22的位置。
在一個(gè)實(shí)施例中，計(jì)算機(jī)36包括裝置50，裝置50例如是軟盤驅(qū)動(dòng)器、CD-ROM驅(qū)動(dòng)器、DVD驅(qū)動(dòng)器、磁光盤(MOD)裝置、或包括連接諸如用于從計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)52讀出指令和/或數(shù)據(jù)的一太網(wǎng)裝置的任何其他數(shù)字裝置以及所研制的數(shù)字裝置，所述計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)52如軟盤、CD-ROM、DVD、MOD或如網(wǎng)絡(luò)或因特網(wǎng)的其他數(shù)字源。計(jì)算機(jī)36被編程以進(jìn)行這里所述的功能，并且如本文使用的術(shù)語計(jì)算機(jī)不限于只是在計(jì)算機(jī)技術(shù)領(lǐng)域中所指的那些集成電路，而是泛指各種計(jì)算機(jī)、處理器、微型控制器、微型計(jì)算機(jī)、可編程邏輯控制器、應(yīng)用特定的集成電路和其他可編程電路，并且這些術(shù)語在本文中可替換地使用。CT成像系統(tǒng)10是能量辨別(也稱為多能量)X線斷層攝影術(shù)(MECT)系統(tǒng)，其中系統(tǒng)10被配置成響應(yīng)不同的X射線頻譜。這能夠用常規(guī)的第三代CT系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)，以在不同的X射線管電位順序獲得投影。例如，獲取背對(duì)背或交錯(cuò)兩個(gè)掃描，其中該管工作在80kVp和160kVp電位。另外，在X射線源和檢測(cè)器之間設(shè)置特殊濾波器，使得不同的檢測(cè)器排收集不同X射線能譜的投影。另外，修整該X射線能譜的特殊濾波器也能夠用于獲得背對(duì)背或交錯(cuò)兩個(gè)掃描。但是，另一個(gè)實(shí)施例是使用能敏檢測(cè)器，使得每個(gè)到達(dá)檢測(cè)器的X射線光子用它的光子能量記錄。雖然上述特定的實(shí)施例涉及第三代CT系統(tǒng)，但是，本文說明的方法同樣適用于第四代CT系統(tǒng)(靜止檢測(cè)器-旋轉(zhuǎn)X射線源)和第五代CT系統(tǒng)(靜止檢測(cè)器和X射線源)。
存在有獲得多能量測(cè)量值的不同方法(1)用兩個(gè)不同能譜的掃描；(2)根據(jù)在檢測(cè)器中的能量注入探測(cè)光子能量；和(3)光子計(jì)數(shù)。光子計(jì)數(shù)提供用于平衡光子統(tǒng)計(jì)的規(guī)則的頻譜間隔(separation)和可調(diào)的能量間隔點(diǎn)。
MECT使得諸如缺乏能量辨別力和材料特征化等，但不限于此，的與常規(guī)CT相關(guān)的諸多問題得以減少和消除。在沒有目標(biāo)掃描器時(shí)，能夠用系統(tǒng)10分開撿測(cè)光子能譜的兩個(gè)區(qū)域入射X射線光譜的低能量和高能量部分?；趶倪@兩個(gè)能量區(qū)域的信號(hào)能夠產(chǎn)生在任何其他能量上的性能。這個(gè)現(xiàn)象是由于這樣的基本事實(shí)產(chǎn)生的，即，在與醫(yī)學(xué)CT有關(guān)的能量區(qū)域中，兩個(gè)物理處理過程支配著X射線衰減(1)康普頓散射和(2)光電效應(yīng)。因此，從兩個(gè)能量區(qū)域撿測(cè)的信號(hào)提供了解析(resolve)取決于成像材料的能量的足夠信息。而且，從兩個(gè)能量區(qū)域檢測(cè)的信號(hào)提供了測(cè)定由兩種材料構(gòu)成的目標(biāo)的相對(duì)成份的足夠信息。
在示范的實(shí)施例中，MECT使用分解算法，如CT數(shù)差(number difference)算法、康普頓和光電分解算法、基礎(chǔ)材料分解(BMD)算法，和對(duì)數(shù)減分解(LSD)算法等，但不限于此。
CT數(shù)差算法包括計(jì)算在不同管電位獲得的兩個(gè)圖像之間的CT數(shù)或亨斯非爾德數(shù)中的差值。在一個(gè)實(shí)施例中，逐個(gè)象素地計(jì)算所述差值。在另一個(gè)實(shí)施例中，在所感興趣的區(qū)域上計(jì)算平均CT數(shù)的差值?？灯疹D和光電分解算法包括用MECT10獲得一對(duì)圖像，和分開表示康普頓和光電處理過程產(chǎn)生的衰減。BMD算法包括獲取兩個(gè)CT圖像，其中每個(gè)圖像表示基礎(chǔ)材料之一的相等(equivalent)的密度。因?yàn)椴牧厦芏扰cX射線光子能量無關(guān)，所以這些圖像幾乎沒有光束硬化偽差。此外，操作人員能夠針對(duì)所感興趣的某些材料選擇基礎(chǔ)材料，因此強(qiáng)化了圖像對(duì)比。在使用中，BMD算法是基于能夠通過另外兩個(gè)給定材料的適當(dāng)?shù)拿芏然旌纤硎镜娜魏谓o定材料的X射線衰減(在醫(yī)學(xué)CT的能量區(qū)域)的原理，因此，這兩種材料被稱為基礎(chǔ)材料。在一個(gè)實(shí)施例中，使用LSD算法，用準(zhǔn)單能量X射線光譜獲取圖像，并且通過這兩個(gè)材料每個(gè)材料的有效衰減系數(shù)能夠?qū)⒊上竦哪繕?biāo)特征化，因此LSD算法不結(jié)合光束硬化校正。此外，不校準(zhǔn)LSD算法，但是使用組織消除(cancellation)參數(shù)的測(cè)定，所述參數(shù)是在每次曝光的平均能量中給定材料的有效衰減系數(shù)的比。在示范實(shí)施例中，所述組織消除參數(shù)主要取決于用于獲取圖像的光譜和能夠改變對(duì)一對(duì)理想的單能量曝光預(yù)期的測(cè)量的信號(hào)強(qiáng)度的任何另外因素。
應(yīng)注意的是為了將多能量CT系統(tǒng)優(yōu)化，光譜的間隔越大，圖像質(zhì)量越好。另外，在這兩個(gè)能量區(qū)域中的光子統(tǒng)計(jì)應(yīng)相似，否則，較差的統(tǒng)計(jì)區(qū)將支配所述圖像噪聲。
圖3是使用圖1所示的醫(yī)療成像系統(tǒng)獲得灌注數(shù)據(jù)的方法60。方法60包括提供如患者22的所感興趣的目標(biāo)，62；為了成像所感興趣目標(biāo)，估計(jì)單能量X線斷層攝影術(shù)(CT)成像系統(tǒng)使用的第一對(duì)比劑量，64；向所感興趣目標(biāo)引入小于第一對(duì)比劑量的第二對(duì)比劑量，66；和使用多能量X線斷層攝影術(shù)系統(tǒng)(MECT)掃描所感興趣目標(biāo)以獲取數(shù)據(jù)，68。在此使用的單能量X線斷層攝影術(shù)指的是，它在單數(shù)據(jù)獲取時(shí)獲取關(guān)于單X射線光譜的數(shù)據(jù)的系統(tǒng)，同時(shí)MECT指的是，在單數(shù)據(jù)獲取時(shí)獲取關(guān)于兩個(gè)或多個(gè)X射線光譜的數(shù)據(jù)的系統(tǒng)。
在使用中，將導(dǎo)管或其他適當(dāng)?shù)尼t(yī)療裝置插入被選擇成像的組織或器官的動(dòng)脈血管的上游。然后，用所述導(dǎo)管將對(duì)比劑注入到動(dòng)脈中。在示范的實(shí)施例中，操作人員基于已知的單能量CT成像技術(shù)確定使用的對(duì)比劑量。使用MECT，減少注入患者的對(duì)比劑量。在一個(gè)實(shí)施例中，在MECT過程中使用的對(duì)比劑量，從使用至少一個(gè)已知的CT成像系統(tǒng)成像時(shí)使用的量至少減少大約25％。在另一個(gè)實(shí)施例中，對(duì)比劑的減少約在10-60％之間。在另一個(gè)實(shí)施例中，對(duì)比劑的減少約在25-75％之間。在一個(gè)實(shí)施例中，所述對(duì)比劑包括(但不限于)如Gd-DTPAd的釓的螯合物，如gadodiamide非離子螯合物(gadolininium-diethylenetriamine penta-acetic acid bismethylamide，C16H28GdN5O9xH2O)，或如碘帕醇(Iopamidol)離子或非離子碘基的藥劑。
為了獲取數(shù)據(jù)使用多能量X線斷層攝影術(shù)(MECT)系統(tǒng)掃描所感興趣的目標(biāo)，68，還包括，在第一掃描期間在第一能量產(chǎn)生一對(duì)比劑的第一圖像和在第一掃描期間在第二能量產(chǎn)生一背景組織的第二圖像。然后，從第一圖像減掉第二圖像以產(chǎn)生在提高了信號(hào)電平的該對(duì)比劑的確定的圖像。
在使用中，能夠使用已知的原理，如Fick原理(但不限于此)處理確定的圖像Q(T)=BF·∫0TCa(t)dt]]>式1BF=Q(T)∫0TCa(t)dt]]>式2其中Q(T)是組織強(qiáng)化曲線；BF是血液流動(dòng)；和Ca(t)是對(duì)比劑灌注的時(shí)間函數(shù)。
在示范的實(shí)施例中，例如BF是大腦的血液流動(dòng)(CBF)。如式1和2所示，Ca(t)和Q(T)是一系列圖像的對(duì)比劑的衰減。例如，Q(T)在組織區(qū)域上的。Ca(t)是在向動(dòng)脈輸液中測(cè)量的，并且還代表所述的“動(dòng)脈濃度曲線”。在使用中，該方法表示這里能夠?qū)a(t)建模為近似一增量函數(shù)(deltafunction)，即它的積分是1，使得式2中的分母約等于1。將Ca(t)建模為近似一增量函數(shù)提供了在圖像的時(shí)間系列上的穿過組織的對(duì)比劑衰減量的改進(jìn)的近似值。
圖4是在向患者22注入了第一對(duì)比劑量時(shí)使用單能量CT成像系統(tǒng)獲取的強(qiáng)化信號(hào)。圖5是在向患者22注入了第一對(duì)比劑量時(shí)，使用MECT系統(tǒng)10獲取的強(qiáng)化信號(hào)。如圖5所示的當(dāng)前信號(hào)電平高于圖4所示的當(dāng)前信號(hào)電平。
如圖5所示，使用MECT系統(tǒng)10使得能夠從背景組織中分辨出對(duì)比劑，并且提供了強(qiáng)化的對(duì)比信號(hào)。結(jié)果，動(dòng)脈濃度曲線較接近地類似于脈沖函數(shù)，因此提高了其結(jié)果的流動(dòng)函數(shù)、在腦部灌注時(shí)的CBF、或在獨(dú)立灌注應(yīng)用中的其他流動(dòng)的信號(hào)的準(zhǔn)確度。
圖6是使用小于第一對(duì)比劑量的第二對(duì)比劑量使用MECT系統(tǒng)10獲取的強(qiáng)化信號(hào)。在使用中，所述方法改善了在灌注圖像中的信噪比，使得功能參數(shù)的定量更加準(zhǔn)確。因此，對(duì)于給定的灌注研究，能夠減少給予患者22的對(duì)比劑量。在減少對(duì)比劑用量的情況下也能夠完成多位置成像，因此允許更大解剖覆蓋面。最后，與對(duì)比劑相關(guān)的光束硬化偽差的改進(jìn)，允許在心肌灌注中的更困難的、更新的應(yīng)用，當(dāng)前，由于在心室中過多的對(duì)比造成的光束硬化，從而限制了所述心肌灌注應(yīng)用。
雖然結(jié)合各特定實(shí)施例說明了本發(fā)明，但是本領(lǐng)域的技術(shù)容人員應(yīng)當(dāng)理解在權(quán)利要求的精神和范圍內(nèi)本發(fā)明能夠進(jìn)行修改實(shí)施。
權(quán)利要求
1.一種多能量X線斷層攝影術(shù)(MECT)系統(tǒng)(10)，包括至少一個(gè)輻射源(12)；至少一個(gè)輻射檢測(cè)器(18)；和一耦接到所述輻射源和所述輻射源檢測(cè)器的計(jì)算機(jī)(36)，所述計(jì)算機(jī)配置成獲取第一掃描時(shí)第一能量上的一對(duì)比劑的第一圖像；獲取在所述第一掃描時(shí)第二能量上的背景組織的第二圖像；和從所述第一圖像減掉所述第二圖像以產(chǎn)生強(qiáng)化的圖像。
2.根據(jù)權(quán)利要求1的MECT系統(tǒng)(10)，其中所述計(jì)算機(jī)(36)還配置成分解所述第一和第二圖像。
3.根據(jù)權(quán)利要求1的MECT系統(tǒng)(10)，其中所述計(jì)算機(jī)(36)還配置成使用CT數(shù)差算法、康普頓和光電分解算法、基本材料分解(BMD)算法和對(duì)數(shù)減法分解(LSD)算法中的至少一種算法分解所述第一和第二圖像。
4.根據(jù)權(quán)利要求1的MECT系統(tǒng)(10)，其中所述計(jì)算機(jī)(36)還配置成使用康普頓和光電分解算法分解所述第一和第二圖像。
5.根據(jù)權(quán)利要求1的MECT系統(tǒng)(10)，其中所述計(jì)算機(jī)(36)還配置成使用CT數(shù)差算法分解所述第一和第二圖像。
6.根據(jù)權(quán)利要求1的MECT系統(tǒng)(10)，其中所述計(jì)算機(jī)(36)還配置成使用基本材料分解(BMD)算法分解所述第一和第二圖像。
7.根據(jù)權(quán)利要求1的MECT系統(tǒng)(10)，其中所述計(jì)算機(jī)(36)還配置成使用對(duì)數(shù)減法分解(LSD)算法分解所述第一和第二圖像。
8.根據(jù)權(quán)利要求3的MECT系統(tǒng)(10)，其中所述計(jì)算機(jī)(36)還配置成向第一血管引入對(duì)比物。
全文摘要
獲得灌注數(shù)據(jù)的方法(60)包括提供所感興趣的目標(biāo)；估計(jì)為了成像所感興趣目標(biāo)單能量X線斷層攝影術(shù)(CT)成像系統(tǒng)(10)使用的第一對(duì)比劑量，(64)；向所感興趣的目標(biāo)引入第二對(duì)比劑量，第二對(duì)比劑量小于第一比劑量，(66)；和使用多能量X線斷層攝影術(shù)(MECT)系統(tǒng)掃描所感興趣的目標(biāo)以獲取數(shù)據(jù)，(68)。
文檔編號(hào)A61B6/00GK1517071SQ20031011963
公開日2004年8月4日 申請(qǐng)日期2003年11月27日 優(yōu)先權(quán)日2002年11月27日
發(fā)明者丹尼爾·德拉蒙德, 凱利·L·卡榮, L 卡榮, 丹尼爾 德拉蒙德 申請(qǐng)人:Ge醫(yī)藥系統(tǒng)環(huán)球科技公司