專利名稱：基于標(biāo)準(zhǔn)劑量圖像冗余信息的低劑量ct圖像重建方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種醫(yī)學(xué)影像的圖像重建方法，具體來說涉及一種基于標(biāo)準(zhǔn)劑量圖像 冗余信息的低劑量CT圖像重建方法。
背景技術(shù)：
現(xiàn)代CT檢查中X線輻射劑量可能有致癌風(fēng)險，引起了醫(yī)用物理學(xué)界和醫(yī)學(xué)界廣泛 的關(guān)注。因此如何最小化X線曝光劑量已成為CT領(lǐng)域的研究方向之一。降低CT掃描輻射 劑量的簡單且有效的方法是盡可能合理的降低管電流。然而，過度降低管電流會嚴(yán)重的降 低CT圖像的質(zhì)量，相關(guān)組織間的對比度和噪聲幅度的變大將會影響診斷的可靠性。因此， 臨床期望得到CT優(yōu)化掃描方案以降低劑量，例如自動曝光控制技術(shù)和噪聲抑制的重建技 術(shù)?；诘蛣┝緾T測量數(shù)據(jù)噪聲統(tǒng)計特性的迭代重建技術(shù)(SIR)相對于以濾波反投 影(FBP)為代表的解析重建技術(shù)可以得到更優(yōu)質(zhì)的圖像。然而，迭代重建技術(shù)計算量很大， 在相當(dāng)長的一段時間內(nèi)很難用于臨床。鑒于迭代重建技術(shù)的缺點，諸多基于低劑量CT測量 數(shù)據(jù)噪聲特性的濾波方法相繼被提出，可以自動濾除高衰減區(qū)的噪聲，從而有效降低重建 圖像的噪聲和偽影。但是，這類方法在噪聲濾除的同時常常造成重建圖像分辨率的下降和 圖像細(xì)節(jié)的丟失。近年來，用于低劑量CT圖像直接恢復(fù)的濾波方法也得到廣泛研究，例如， 基于邊緣保持的各向異性擴散濾波技術(shù)，該技術(shù)可自動估計控制參數(shù)以獲得邊緣增強和結(jié) 構(gòu)保持的濾波后圖像。但是，該類方法確難以消除低劑量CT中顯著的條狀偽影。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的在于提供一種基于標(biāo)準(zhǔn)劑量圖像冗余信息的低劑量CT圖像重建方 法，具有良好的圖像重建魯棒性，在噪聲消除和偽影抑制兩方面均有上佳表現(xiàn)。本發(fā)明的目的可通過以下的技術(shù)措施來實現(xiàn)一種基于標(biāo)準(zhǔn)劑量圖像冗余信息的 低劑量CT圖像重建方法，其特征在于包括以下步驟(1)獲取當(dāng)前掃描的低劑量CT圖像；(2)對步驟(1)中獲取的低劑量CT圖像查找與之對應(yīng)的先前掃描的標(biāo)準(zhǔn)劑量CT 圖像；(3)對步驟⑴⑵中獲取的先前掃描標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像與當(dāng)前低劑量CT圖像進行 配準(zhǔn)；(4)利用步驟(3)配準(zhǔn)后的標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像和步驟⑴獲取的低劑量CT圖像，計 算優(yōu)化的非局部權(quán)值矩陣；(5)利用步驟(4)獲取的權(quán)值矩陣對步驟( 獲取的標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像進行加權(quán)平 均濾波，得到重建后的低劑量CT圖像。所述步驟(3)中的配準(zhǔn)采用基于當(dāng)量子午平面和互信息量的三維醫(yī)學(xué)圖像配準(zhǔn) 方法，具體過程為
3
(a)對兩幅圖像執(zhí)行二值化并形成三維向量，生成低劑量CT圖像的坐標(biāo)；(b)計算兩幅圖像的質(zhì)心和協(xié)方差矩陣；(c)對兩幅圖像進行PCA變換；(d)運用PCA變換將兩幅圖像轉(zhuǎn)換到步驟(a)生成的坐標(biāo)系下；(e)利用標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像的當(dāng)量子午平面與低劑量CT坐標(biāo)平面之間的最大互信 息量進行配準(zhǔn)。所述步驟中的優(yōu)化非局部權(quán)值矩陣計算過程為(f)在低劑量CT圖像及經(jīng)過配準(zhǔn)的先前掃描標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像內(nèi)分別選擇一個包 含圖像幾何信息的大方形鄰域；在兩個大方形鄰域內(nèi)選擇兩個大小相同的小方形鄰域，其 中心分別位于像素點Xi和像素點& ；通過相似性測度計算兩個小方形鄰域的距離。(g)在選定的小方形鄰域內(nèi)進行兩像素間的灰度值比較的同時，利用兩像素間相 似性來獲得刻畫兩像素關(guān)系間的權(quán)值量。所述步驟(a)中的相似性測度采用兩像素點鄰域內(nèi)所有像素點灰度值的歐幾里 德距離的反比例函數(shù)。本發(fā)明的低劑量CT重建方法相比現(xiàn)有技術(shù)具有以下有益效果1、本方法利用先前掃描的標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像中的大量冗余信息來優(yōu)化非局部權(quán)值 矩陣計算，不需要將當(dāng)前低劑量CT圖像與先前掃描的標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像進行精確的配準(zhǔn)；2、本方法利用當(dāng)前低劑量CT圖像和先前掃描的標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像之間的噪聲關(guān) 系，可實現(xiàn)重建參數(shù)h的自適應(yīng)估計；3、本文方法可以較好的保持圖像邊緣，抑制勻質(zhì)區(qū)域的噪聲，具有較高的圖像信 噪比。


圖1 (a)是管電壓125kVp，管電流125mAs下獲得的標(biāo)準(zhǔn)劑量CT體模圖像；圖1 (b)是管電壓125kVp，管電流25mAs下獲得的低劑量CT體模圖像；圖1 (c)是對低劑量CT圖像進行非局部均值方法(NLM)重建的圖像；圖1 (d)是對低劑量CT圖像運用本發(fā)明方法(ndiNLM)重建后的圖像；圖2(a)至圖2(d)分別是圖1(a)至圖1(d)中心區(qū)域的齒狀物體的剖面圖；圖3(a)是非局部均值方法(NLM)得到的低劑量CT圖像的對比度噪聲比(CNR)；圖3(b)是本發(fā)明方法(ndiNLM)重建的低劑量CT圖像的對比度噪聲比(CNR)；圖4 (a)是非局部均值方法(NLM)得到的低劑量CT圖像的MTF計算結(jié)果；圖4 (b)是本發(fā)明方法(ndiNLM)重建的低劑量CT圖像的MTF計算結(jié)果；圖5 (a)為管電壓130kVp，管電流200mAs，標(biāo)準(zhǔn)B40s重建核獲得的標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖 像；圖5(b)為管電壓130kVp，管電流30mAs，標(biāo)準(zhǔn)MOs重建核獲得的低劑量CT圖像；圖5 (c)為非局部均值方法(NLM)重建的低劑量CT圖像；圖5 (d)為本發(fā)明方法(ndiNLM)重建的低劑量CT圖像；圖6(a)至圖6(d)分別是圖5(a)至圖5(d)圖像的局部放大圖像；圖7為對應(yīng)于圖5(b)至圖5(d)圖像不同方法重建圖像細(xì)小結(jié)構(gòu)處的剖面 圖8是本發(fā)明基于標(biāo)準(zhǔn)劑量圖像冗余信息的低劑量CT圖像重建方法的流程圖。
具體實施例方式本發(fā)明基于標(biāo)準(zhǔn)劑量圖像冗余信息的低劑量CT圖像重建方法的具體實施步驟如 圖8所示，具體如下1、留存成像對象不同時期CT設(shè)備掃描的標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像數(shù)據(jù)。利用CT設(shè)備掃 描獲得當(dāng)前低劑量CT圖像數(shù)據(jù)，射線劑量為先前掃描標(biāo)準(zhǔn)劑量的1/5至1/10 ；通過兩次的 CT平掃定位像進行定位，從留存的標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像數(shù)據(jù)庫中找出與當(dāng)前低劑量CT圖像對 應(yīng)的標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像。2、對采集的標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像與低劑量CT圖像進行配準(zhǔn)。配準(zhǔn)采用基于當(dāng)量子午 平面和互信息量的三維醫(yī)學(xué)圖像配準(zhǔn)方法，具體過程為(a)對兩幅圖像執(zhí)行二值化并形成三維向量，生成低劑量CT圖像的坐標(biāo)；(b)計算兩幅圖像的質(zhì)心和協(xié)方差矩陣；(c)對兩幅圖像進行主成像分析(PCA)變換；(d)運用PCA變換將兩幅圖像轉(zhuǎn)換到步驟(a)生成的坐標(biāo)系下；(e)利用標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像的當(dāng)量子午平面與低劑量CT坐標(biāo)平面之間的最大互信 息量進行配準(zhǔn)。3、基于配準(zhǔn)后的標(biāo)準(zhǔn)劑量圖像與待重建的低劑量圖像進行非局部權(quán)值矩陣的計 算(a)在低劑量CT圖像及經(jīng)過配準(zhǔn)的先前掃描標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像內(nèi)分別選擇一個包 含邊緣、拐角和紋理圖像幾何信息的大方形鄰域；在兩個大方形鄰域內(nèi)選擇兩個大小相同 的小方形鄰域，其中心分別位于像素點Xi和像素點& ；通過相似性測度計算兩個小方形鄰 域的距離；相似性測度采用兩像素點鄰域內(nèi)所有像素點灰度值的歐幾里德距離的反比例函數(shù)。(b)在選定的小方形鄰域內(nèi)進行兩像素間的灰度值比較的同時，利用兩像素間相 似性來獲得刻畫兩像素關(guān)系間的權(quán)值量。上述權(quán)值量定義為 ι ·(χ;,χ,) =
1
Z⑷
exp
^ld(K)-KT(K) ^(Xi) = Ii喊 exp
h2
^d(K)-KT(K)
h2 其中，yld表示低劑量CT圖像，/Cg表示配準(zhǔn)后的先前掃描的標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像； 集合Vi和。分別表示圖像yld中以Xi為中心和圖像/^g中以&為中心的兩個小方形鄰 域。次表示圖像/Cg中的大方形鄰域；Il · Il表示歐幾里德距離。h為平滑參數(shù)，設(shè)定為
h2=2a((^-\)af
N1
，其中，表示標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像噪聲的標(biāo)準(zhǔn)差，P表示標(biāo)準(zhǔn)劑量CT掃
σ
描管電流與低劑量CT掃描管電流的比值，a為估計參數(shù)。
4、利用獲取的非局部權(quán)值先驗矩陣對低劑量CT圖像進行重建，其重建公式為HdiNLM(^ld)(Xi) = Yji^ ^)/^( )其中次表示像素點i處的大方形鄰域，μ ld表示低劑量CT圖像，/Cg表示配準(zhǔn)后的 先前掃描的標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像，ndiNLM(yld)為重建后的低劑量CT圖像在像素點i的值。下面對具體數(shù)據(jù)采用本發(fā)明方法重建圖像來說明本發(fā)明方法的效果。首先采用如圖1(a)所示的物理體模進行實驗，將體模固定于操作臺上，用 LightSpeed VCT GE來獲取CT圖像，成像參數(shù)設(shè)置如下準(zhǔn)直器寬度為16X5. 0mm，螺距為 0. 0mm，機架旋轉(zhuǎn)周期為0. 5s，層厚為5. 0mm，管電壓為125kVp，管電流分別設(shè)置為25mA (對 應(yīng)于低劑量CT掃描)和125mA(對應(yīng)于標(biāo)準(zhǔn)劑量CT掃描)，并采用標(biāo)準(zhǔn)重建核。圖1(a)為管電壓125kVp，管電流125mA的標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像；圖1(b)為管電壓 125kVp，管電流25mA的低劑量CT圖像，其噪聲水平遠(yuǎn)高于標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像；圖1(c)為采 用非局部均值方法(NLM)重建的低劑量CT圖像，圖中含有明顯的紋理偽影。圖1(d)為采 用本發(fā)明方法(ndiNLM)重建的代劑量CT圖像，可以看出本發(fā)明方法可以有效抑制噪聲和 噪聲引起的偽影。圖2(a)至圖2(d)分別給出圖1(a)至圖1(d)中心區(qū)域的最大齒狀物體的中心剖 面圖，可以看出，本發(fā)明方法較好的保持了重建圖像邊緣且在噪聲消除的同時保持了良好 的圖像分辨率。圖3 (a)和圖3 (b)分別顯示了采用非局部均值方法(NLM)與本發(fā)明方法(ndiNLM) 對體模重建圖像的對比度噪聲比(CNR)的計算結(jié)果。由圖可以看出，本發(fā)明方法重建的低 劑量圖像的對比度噪聲比較標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像有很大提升，顯示出本發(fā)明方法低對度物體 優(yōu)良的重建能力。圖4(a)和圖4(b)分別是由非局部均值方法(NLM)與本發(fā)明方法(ndiNLM)重建 的體模圖像相應(yīng)的調(diào)制傳遞函數(shù)(MTF)曲線。圖4(a)對應(yīng)于非局部均值方法的計算結(jié)果； 圖4(b)為對應(yīng)于本發(fā)明方法的計算結(jié)果。由圖可看出，本發(fā)明方法重建的低劑量CT圖像 分辨率能夠得到更好的保持且對平滑參數(shù)具有自適應(yīng)特性。其次采用真實臨床圖像數(shù)據(jù)進行實驗。實驗數(shù)據(jù)的獲取是分別對病人進行了腹部 的標(biāo)準(zhǔn)劑量CT掃描和低劑量CT掃描，具體過程為先進行標(biāo)準(zhǔn)劑量CT掃描，20分鐘后讓病 人再進行低劑量CT掃描，所有的CT機為Siemens EmotionCT 2007E。掃描參數(shù)設(shè)置如下 準(zhǔn)直器寬度為16 X 1.2mm，螺距為0. 8mm，機架旋轉(zhuǎn)周期為0. 6s，掃描層厚為1.5mm，管電壓 為130kVp，管電流分別采用200mAs (對應(yīng)于標(biāo)準(zhǔn)劑量)和30mAs (對應(yīng)于低劑量)，重建核 為B40s，標(biāo)準(zhǔn)劑量CT掃描和低劑量CT掃描的CT劑量指數(shù)(CTDIvol)分別為22. 29mGy和 3. 35mGy。圖5(a)為管電壓130kVp，管電流200mAs，標(biāo)準(zhǔn)MOs重建核獲得的標(biāo)準(zhǔn)劑量CT 圖像；圖5(b)為管電壓130kVp，管電流30mAs，標(biāo)準(zhǔn)B40s重建核獲得的低劑量CT圖像；圖 5(c)為非局部均值方法(NLM)重建的低劑量CT圖像；圖5(d)為本發(fā)明方法(ndiNLM)重建 的低劑量CT圖像。圖6 (a)至圖6(d)分別是圖5 (a)至圖5(d)圖像的局部放大圖像。易見， 兩種方法均可以抑制低劑量CT圖像中的噪聲，但是本發(fā)明方法所重建的低劑量CT圖像的 質(zhì)量更優(yōu)，如重建圖像邊緣和圖像分辨率的良好保持等。圖7為圖5(b)中箭頭標(biāo)識的細(xì)小 結(jié)構(gòu)處的剖面線。利用高斯函數(shù)似合部面線后，計算FWHM(Ful 1-width at half-maximum)分別是3. 89個像素和3. 19個像素，圖5(c)和圖5(d)中的均勻區(qū)域(方框標(biāo)識)的標(biāo)準(zhǔn) 差分別是26.59和沈.52?？梢钥闯?，在相同的噪聲情況下(由標(biāo)準(zhǔn)差刻畫)，本發(fā)明方法 重建圖像分辨率更高(由FWHM刻畫)。 本發(fā)明的實施方式不限于此，在本發(fā)明上述基本技術(shù)思想前提下，按照本領(lǐng)域的 普通技術(shù)知識和慣用手段對本發(fā)明內(nèi)容所做出其它多種形式的修改、替換或變更，如配準(zhǔn) 還可采用各類不同的剛性或彈性配準(zhǔn)方法，相似性測度還可采用各類不同的距離測量等， 均可實現(xiàn)本發(fā)明目的。
權(quán)利要求
1.一種基于標(biāo)準(zhǔn)劑量圖像冗余信息的低劑量CT圖像重建方法，其特征在于包括以下 步驟(1)獲取當(dāng)前掃描的低劑量CT圖像；(2)對步驟(1)中獲取的低劑量CT圖像查找與之對應(yīng)的先前掃描的標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像；(3)對步驟(1)(2)中獲取的先前掃描標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像與當(dāng)前低劑量CT圖像進行配準(zhǔn)；(4)利用步驟(3)配準(zhǔn)后的標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像和步驟⑴獲取的低劑量CT圖像，計算優(yōu) 化的非局部權(quán)值矩陣；(5)利用步驟(4)獲取的權(quán)值矩陣對步驟( 獲取的標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像加權(quán)平均濾波， 得到重建后的低劑量CT圖像。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的CT圖像重建方法，其特征在于所述步驟( 中的先前標(biāo)準(zhǔn) 劑量CT圖像的查找為通過兩次的CT平掃定位像進行定位。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的CT圖像重建方法，其特征在于所述步驟C3)中的配準(zhǔn)采用 基于當(dāng)量子午平面和互信息量的三維醫(yī)學(xué)圖像配準(zhǔn)，具體過程為(a)對兩幅圖像執(zhí)行二值化并形成三維向量，生成低劑量CT圖像的坐標(biāo)；(b)計算兩幅圖像的質(zhì)心和協(xié)方差矩陣；(c)對兩幅圖像進行PCA變換；(d)運用PCA變換將兩幅圖像轉(zhuǎn)換到步驟(a)生成的坐標(biāo)系下；(e)利用標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像的當(dāng)量子午平面與低劑量CT坐標(biāo)平面之間的最大互信息量 進行配準(zhǔn)。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的CT圖像重建方法，其特征在于所述步驟(4)中優(yōu)化權(quán)值計 算過程(f)在低劑量CT圖像及經(jīng)過配準(zhǔn)的先前掃描標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像內(nèi)分別選擇一個包含圖 像幾何信息的大方形鄰域；在兩個大方形鄰域內(nèi)選擇兩個大小相同的小方形鄰域，其中心 分別位于像素點Xi和像素點；通過相似性測度計算兩個小方形鄰域的距離；(g)在選定的小方形鄰域內(nèi)進行兩像素間的灰度值比較的同時，利用兩像素間相似性 來獲得刻畫兩像素關(guān)系間的權(quán)值量。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的CT圖像重建方法，其特征在于所述步驟(f)中的相似性測 度采用鄰域內(nèi)所有像素點灰度值的歐幾里德距離的反比例函數(shù)。
6.根據(jù)權(quán)利要求1所述的CT圖像重建方法，其特征在于所述的低劑量CT圖像的射 線劑量為先前掃描標(biāo)準(zhǔn)劑量的1/5至1/10。
全文摘要
本發(fā)明公開了一種基于標(biāo)準(zhǔn)劑量圖像冗余信息的低劑量CT圖像重建方法，利用先前標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像的冗余信息，計算用于低劑量CT圖像重建的非局部權(quán)值矩陣；鑒于非局部權(quán)值矩陣的計算方式，本發(fā)明方法不依賴于低劑量CT圖像與標(biāo)準(zhǔn)劑量CT圖像之間的配準(zhǔn)精度；本發(fā)明對物理體模及臨床腹部圖像進行了定性和定量實驗評價，結(jié)果表明本發(fā)明方法可有效提高圖像重建的精確性和重建圖像分辨率。
文檔編號G06T11/00GK102063728SQ20101055589
公開日2011年5月18日 申請日期2010年11月23日 優(yōu)先權(quán)日2010年11月23日
發(fā)明者馮前進, 馮衍秋, 劉楠, 張華 , 陳武凡, 馬建華, 黃靜 申請人:南方醫(yī)科大學(xué)