用于減少高抑制醫學圖像中運動偽像的方法

專利名稱：用于減少高抑制醫學圖像中運動偽像的方法
用于減少高抑制醫學圖像中運動偽像的方法 相關申請的交叉引用
本申請要求2007年9月17日提交的、題為"Method for Producing Highly Contrained X-Ray Radiograph Images (用于生成高抑制X-射線輻射圖像的方 法)"的美國臨時專利申請S/N. 60/972,828和2008年1月25日提交的、題為 "Method for Reducing Motion Artifacts in Highly Contrained Medical Images (用
于減少高抑制醫學圖像中運動偽像的方法)"的美國臨時專利申請S/N. 61/023， 454的權益。
聯邦政府贊助研究的聲明
本發明是在由美國國立衛生研究院頒發的授權號為EB006393的政府支持 下完成的。美國聯邦政府擁有本發明中的某些權利。
背景技術：
本發明的領域是醫學成像，并具體地是，利用高抑制圖像重建方法生成圖 像的方法。
近來，在2006年7月7日提交的題為"/^gA/y Co"fra/wed /mage 化co朋frMc"on M"/wd(高抑制圖像重建方法)"的共同待批的美國專利申請S/N. 11/482,372中公開并描述了為本領域所公知的名為"HYPR"的新圖像重建方法， 該申請通過引用納入到本申請中。采用HYPR方法，從采集的數據重建合成圖 像以提供正被成像的對象的先驗知識。然后，此合成圖像被用于高抑制圖像重 建過程。HYPR可以應用于多種不同的成像形式中，包括磁共振成像(MRI)， X-射線計算機體層攝影(CT)，正電子發射斷層掃描(PET)，單光子發射計 算機斷層(SPECT)數字層析X射線照相組合(DTS)和超聲波成像。
如圖1所示，例如，當一連串的時間分辨圖像2以動態研究采集時，每一 輻圖像幀2可以利用一組非常有限的采集視圖來重建。但是，每一組這樣的視圖與為其它圖像幀2所采集的視圖是隔行掃描的，并且在己采集許多圖像幀后， 根據HYPR方法，足夠數量的不同視圖可用于重建一幅優良的合成圖像3以備
使用。因此，利用所有隔行掃描的投影形成的合成圖像3是一幅較高質量的圖 像(即，高信噪比(SNR))，并且這種較高質量通過利用高抑制圖像重建方 法4傳遞給圖像幀。
HYPR方法的一個發現就是，如果在重建過程中使用FOV (視場)12中 信號輪廓的先驗知識，則良好質量的圖像可用非常少的投影信號分布來生成。 參照圖2，例如，已知FOV 12中的信號輪廓包括例如血管18和20等結構。 這樣的情形下，當反投影通道8穿過這些結構時，每個像素中信號采樣14更 精確的分布通過加權作為在該像素位置處已知信號輪廓的函數的分布來實現。 結果，在圖2的實施例中，多數的信號采樣14將分布在反投影像素處，這些 反投影像素與結構18和20相交。對于具有N個像素的反投影通道8，該高抑 制反投影可以如下表達
<formula>formula see original document page 5</formula> (2)
其中Sn-重建的圖像幀中像素n處的反投影信號的數量； P二正被反投影的投影輪廓中的信號采樣值；和 C^沿反投影通道的第n個像素處先驗合成圖像的信號采樣值。 合成圖像是從在掃描過期間采集的數據重建的，并且可以包括用于重建圖 像幀的數據以及描述視場中的結構的其他采集圖像數據。方程式(2)中的分 子利用合成圖像中相應的信號值加權每個像素并且分母對該值進行歸一化從 而使得所有反投影信號采樣反映圖像幀的投影總數，并不是乘以合成圖像的總 數。
雖然可在反投影之后對分別對每個像素執行歸一化，但是在許多臨床應用 中，更易于在反投影之前對投影P進行歸一化。在該情形下，投影P通過除以
以相同視角穿過合成圖像的投影中的相應值Pc來歸一化。然后經歸一化的投影 P/Pe被反投影，并在隨后將結果的圖像乘以合成圖像。
圖3中圖示出高抑制反投影的3D實施例，單一的3D投影視圖以視角e 和*來表征。投影視圖沿軸16反投影，并且沿反投影軸16以距離r延伸到 Radon平面21。作為替代其投影信號值被過濾并沿著軸16均一地分布在連續的Radon平面中的過濾反投影，利用合成圖像中的信息將投影信號值分布在
Radon平面21內。圖3的示例中的合成圖像包括血管18和20。基于合成圖像
中相應位置x， y， z的亮度，在Radon平面21內的圖像位置x， y， z處沉
積加權信號輪廓值。這簡單地將反投影信號輪廓值P乘以相應合成圖像體素
值。隨后通過將乘積除以來自由合成圖像形成的相應圖像空間投影輪廓的投影
輪廓值來歸一化。3D重建的公式是
I(x, y, z) = Z(P(r， & W * C(x, y, z)(r,^) / Pc(r,《Qa )
其中求和(S)是在正被重建的圖像幀中的所有投影上進行的，并且通過
在Radon平面的近似r"，-處投影輪廓值P(r，A^計算得出該特定Radon平面
中的x， y， z值，&" )來自合成圖像的相應投影輪廓值，而e(x'y'z)^是 在(r，e，W處的合成圖像值。
HYPR圖像重建方法過去主要用于減少因MRI和X-射線CT中的欠采樣 而產生的圖像偽像。但是，HYPR也可以用于提高圖像的SNR。例如，圖像幀 2可以動態研究的方式采集，其中用于每個圖像幀的用量(例如，X-射線)或 者曝光時間(例如，PET或SPECT)被減少。在此情形下，通過累積或求積分 來自 一連串采集的低SNR圖像幀2的測量形成合成圖像3以生成高SNR的合 成圖像3。在此情形下，從每個低SNR圖像幀2產生的高抑制圖像4呈現合成 圖像3的較高SNR。
在2007年2月19日提交的、題為"Localized and Highly Constrained Image Reconstruction Method (局部化和高抑制圖像重建方法)"的共同待批的美國 專利申請S/N. 60/901,728中描述了另一種HYPR處理方法，該申請的示教通過 引用納入于此。利用該局部化HYPR方法，經歸一化的加權圖像是從每個采集 的圖像幀生成的，并且將每個加權圖像乘以高質量合成圖像，該合成圖像可通 過累積或積分采集圖像幀來生成。每個經歸一化加權圖像是通過用濾波器模糊 所采集的圖像幀，并在隨后劃分模糊的圖像幀和類似模糊版本的合成圖像而生 成的。這種局部化HYPR方法可作為圖像重建步驟來使用，其中對象的層析成 象視圖被采集，或者通過將合成圖像的低偽像和高SNR品質賦予射線圖像， 該方法也可以用于提高射線圖像的質量。
無論使用哪種HYPR處理方法，當通過對采集圖像幀窗口進行積分形成合成圖像時，對象運動成為問題。如果窗口設置夠寬以積分更多圖像幀，并由 此生成較高質量合成圖像，合成圖像可能由于對象運動而模糊。因此，當有真 實的對象運動時，窗口必須足夠窄以避免模糊，并且這導致較低質量的合成圖 像和由此的較低質量的HYPR生成圖像幀。

發明內容
本發明是對HYPR過程的改進，其中當在掃描期間存在對象運動時可以 生成較高質量的合成圖像。更具體地是，通過累積來自一系列采集的圖像幀的 數據來生成合成圖像，并且從其累積采集數據的圖像幀的數目是根據所測得的 對象運動的特征和數目來確定的。
本發明的一個主要目的是提供一種HYPR處理方法，該方法適于在掃描 期間發生對象運動時盡可能生成最好的圖像。這是通過根據所測得的對象運動 自動地改變積分當前圖像幀以生成當前合成圖像的方式來實現的。可以認識 到，所采集圖像的視場中不同區域通常經歷不同數量的對象運動，并且可針對 每個區域自適應地積分各個合成圖像。因此，每一個區域的合成圖像的質量可 被最大化，并應用在整個圖像HYPR處理中。也可以認識到，可在逐個像素的 基礎上確定對象運動，并且基于所測得的運動實現每一個像素與合成圖像的積 分。
在本發明的一個實施例中，通過積分來自多個采集的圖像幀的所有圖像幀 數據來生成合成圖像，并且所包括的圖像幀的數目是根據所測得的對象運動來 確定的。例如，當采集對象心跳的每一圖像幀時，ECG信號可以被監測，并且 可根據該信號暗示內臟運動的次數。在心臟循環的運動較少的部分，可從與心 臟運動較多時相比的更較大數目的圖像幀生成合成圖像。
在另一個實施例中，要生成的合成圖像分成一組小區域，并且被積分以形 成每個合成圖像的圖像幀的數目是根據僅在每個區域內發生的運動來確定的。
如果在合成區域中沒有運動發生，則來自許多圖像幀的相應數據可被累積以形 成非常高質量的區域合成圖像。另一方面，如果一個區域檢測到運動，則被積 分以形成相應區域的合成圖像的圖像幀的數目被充分減少以避免對象運動的 不利影響。隨后，區域合成圖像被組合以形成用于執行每一幅圖像幀的HYPR處理的單個合成圖像。作為選擇，合成區域可以利用圖像幀的相應區域分別地
進行HYPR處理，并且結果區域圖像被組合到單個經HYPR處理的圖像幀。
本發明的又一個實施例中，將采集的圖像幀積分到合成圖像中是在逐個像 素的基礎上執行的。在該實施例中，對當前采集的圖像幀的每一個像素確定對 象運動，并且將像素值與其它采集的圖像幀的相應像素值積分以生成合成圖像 是根據所測得的運動來確定的。
本發明的另一方面是一種用于采用來自當前圖像幀的數據來更新當前合 成圖像的方法。如果在當前合成圖像和當前圖像幀之間檢測到顯著運動，則在 將兩者積分之前，在空間上將合成圖像中的數據與當前圖像幀配準。配準和積 分可以在逐個幀的基礎上，逐個區域的基礎上，或者逐個像素的基礎上執行。
通過下面的描述，本發明前述及其它目的和優點將顯而易見。在說明書中， 參照構成其一部分并且其中本發明的優選實施例僅作為示例示出的附圖。然 而，此類實施例并不能代表本發明的全部范圍，因此對權利要求和本文作出參 考以便解釋本發明的范圍。


圖1是例示本發明在醫學成像應用中的應用的示圖； 圖2是高抑制2D反投影方法的圖形表征； 圖3是高抑制3D反投影方法的圖形表征；
圖4A和4B是采用本發明的優選實施例的X-射線系統的透視圖； 圖5是圖4中X-射線系統的示意性框圖6是構成圖4中X-射線系統的部分的X-射線源和檢測器陣列的示圖； 圖7是描述了用于HYPR方法處理用圖4的X-射線系統采集的圖像幀的 步驟的流程圖8是圖7的過程中所用HYPR方法的流程圖； 圖9是如何用圖7中方法形成合成圖像的示意性描述； 圖IO是采用本發明第二優選實施例的MRI系統的框圖； 圖11是圖10中MRI系統中采用的脈沖序列的圖示；
圖12是由圖11中脈沖序列進行k-空間采樣的圖形表示；圖13是利用圖10中MRI系統的心臟成像方法的流程圖14是利用MRI系統采集的隔行掃描的投影實現圖13中的方法的圖形
表不；
圖15是用于以圖13中的方法生成合成圖像的步驟的流程圖； 圖16是圖13中方法的再投影步驟的圖形表示；
圖17是本發明另一實施例中采用的HYPR過程的流程圖； 圖18是在圖17的過程中使用的另一替換性方法的流程圖； 圖19也是在圖17的過程中使用的另一替換性方法的流程圖； 圖20是圖17中過程的修改版本的流程圖;
圖21是示出了在本發明中另一實施例中執行的步驟的流程圖；以及
圖22是圖21中方法中執行的處理的圖形表示。
具體實施例方式
具體地參照圖4和5，顯示了可用于采集X-射線射線照相圖像以執行熒光
透視和數字減影血管造影術的X-射線系統。其通過以下來表征包括C-臂IO
的門架，該C-臂的一端支撐X-射線源組件12，并在其另一端支撐X-射線檢測 器陣列組件14。門架使得X-射線源12和檢測器14繞著安置在床16上病人以 不同的位置和角度定向，同時使醫生接近病人以執行程序。
門架包括L-形基座18，該基座具有在床16下面延伸的水平腿20，和與 床16隔開并在水平腿20末端向上延伸的垂直腿22。支撐臂24旋轉地固定在 垂直腿22的上端以便繞水平樞軸26旋轉。樞軸26與床16的中心線對齊，并 且臂24從樞軸26向外徑向延伸以支撐位于其外端的C-臂驅動組件27。 C-臂 10滑動地固定到驅動組件27，并且被耦合至驅動電機(未示出)，該電機滑 動C-臂10以使其沿如箭頭30所示地繞C-軸28旋轉。樞軸26和C-軸28在床 16上面的等角點36處彼此交叉，并且是彼此垂直。
X-射線源組件12安裝在C-臂10的一端，而檢測器陣列組件14安裝在 C-臂10的另一端。如下面將更詳細討論的，X-射線源12發射X-射線錐形束， 該X-射線錐形束對準檢測器陣列14。組件12和14都徑向向樞軸26內延伸從 而使得錐形束的中心射線通過系統等角點"。在從床16上躺著的對象采集X-射線衰減數據的過程中，錐形束的中心射線可由此沿系統等角點圍繞樞軸26 或者圍繞C-軸28或者兩者旋轉。
如圖5所示，X-射線源組件12包括加電時發射X-射線錐形束33的X-射 線源32。中心射線34穿過系統等角點36并撞擊到容納在檢測器組件14中的 二維平板數字檢測器38。檢測器38是一個2048x2048元素的探測元件的二維 陣列，這些探測元件具有41cmx41cm的尺寸。每個元素生成代表撞擊X-射線 的亮度的電信號，因此當X-射線穿過病人時衰減。檢測器陣列可每秒采集最 多達30射線照相幀以描述實時執行的程序。
具體地參照圖5， CT系統的控制機構40管理組件12和14的定位以及 X-射線源32的操作。控制機構40包括向X-射線源32提供動力和時基信號的 X-射線控制器42。控制機構40中的數據采集系統(DAS) 44以某些操作模式 從檢測器元件38中采集數據，并傳輸數據到圖像重建器45。圖像重建器45 從DAS 44接收數字化的X-射線數據并以某些系統操作模式執行高速圖像重 建。但是，當以射線照相模式運行時，數據作為射線照相圖像幀直接通過。2D 射線照相圖像作為輸入被施加到根據本發明執行高抑制圖像處理的、將圖像存 儲到大容量存儲設備49并在2D顯示器52上顯示該圖像的計算機46。
控制機構40也包括樞軸電機控制器47和C-軸電機控制器48。響應于來 自計算機46的運動命令，電機控制器47和48向X-射線系統中關于相應樞軸 26和C-軸28旋轉的電機提供動力。這些運動命令是響應于主治醫生的手動輸 入而生成。
計算機46也通過控制臺50從操作者接收命令和掃描參數，該控制臺具有 鍵盤和其他手動可操作控件。相關聯顯示器52允許操作者觀察來自計算機46 的圖像和其他數據。在所存儲的程序的指令下，操作者提供的命令被計算機46 用來向DAS 44，X-射線控制器42和電機控制器47和48提供控制信號和信息。 另外，計算機46操作控制電機驅動的床16的床電機控制器54以相對于系統 等角點36定位病人。
上面所描述的X-射線系統可以在熒光透視模式下運行以實時生成二維圖 像。通常的，當對病人實施諸如導管插入術等程序時，使用這種模式，并且熒 光透視圖像用于幫助引導該程序。這就需要在具有足以使所引導的器械和周圍解剖結構可見的SNR、以及足以生成該程序的近乎實時圖像的幀速率、且使用
盡可能低的X-射線劑量的情況下生成圖像。在2006年7月7日提交的待批美 國專利申請S/N. 11/482,372和2007年2月15日提交的待批美國專利申請S/N. 12/032,240中描述的HYPR高抑制圖像處理程序使得采集每一 2D射線照相圖 像幀所需要的X-射線劑量顯著減小而沒有明顯地影響其它兩個要求。通過減 少X-射線管電流來實現劑量縮減。例如，X-射線管電流可以從10ma減小到 lma而圖像質量沒有任何顯著地降低。為了應用HYPR過程，就必須通過結合 或者積分來自多個釆集的圖像幀的數據以生成合成圖像。結合圖像幀的數目越 大，合成圖像的SNR越高且經HYPR處理的圖像幀的SNR也越高。但是，由 于在采集一系列熒光透視圖像期間通常具有對象運動，所以如果沒有考慮該運 動則合成圖像會變模糊。
在本發明的第一個實施例中，對象運動可以逐個幀的基礎上測得的。結合 形成合成圖像的圖像幀的數目通過測量當前圖像幀中對象運動來確定。當測得 很少運動時，通過將較大數量的其他采集的圖像幀與當前圖像幀相結合來形成 合成圖像。
具體地參照圖1和17，高抑制圖像處理通過由計算機46對采集的2D射 線照相圖像幀2執行程序來完成。當如過程框500所示，每一圖像幀2被采集 時，圖像幀被存儲并且副本被用于如過程框502所示更新合成圖像3。合成圖 像3是當前射線照相圖像幀2和預選數目的其他采集的射線照相圖像幀2的累 積。累積步驟是2D圖像幀2中相應像素除以對累積起作用的圖像幀的數目的 矩陣加法。結果是具有增強SNR的合成圖像3，該SNR與預選的累積圖像幀 2數目的平方根直接成比例。例如，如果累積36幅2D圖像幀2，那么SNR將 是單幅2D圖像幀2的SNR的6倍。如在下面將進一步的討論的，用于形成合 成圖像的圖像幀2的數目將依賴于正被執行的特定臨床程序。
如在504 —般地顯示，下一步驟是利用當前2D射線照相圖像幀2和更新 的合成圖像3生成歸一化加權圖像。有許多不同的方法來實施此步驟，在圖17 中示出了優選方法。更具體的是，更新的合成圖像3通過過濾而"模糊"，如過 程框506所示的。更具體的是，過濾是巻積過程，其中更新的2D合成圖像陣 列3與濾波器內核巻積。在優選的實施例中，濾波器內核是7x7平方濾波器內核。內核的尺寸將是可選擇的，從而使得當進行模糊時，內核不包括感興趣對 象(例如，血管)之外的更多信息。濾波器內核應當與被檢査對象尺寸量級相 似或者稍微小些。高斯或者其他平滑濾波器內核也可以使用，并且執行的結果 過濾器功能實質上是低通濾波。
仍然參照圖17，當前的2D圖像幀2也被以過程框508所示的相同方式模 糊或者過濾。也就是，當前2D射線照相圖像幀陣列2與過濾器內核巻積以執 行低通濾波功能。如過程框510所示，隨后通過將經濾波的當前圖像幀(T) 中的像素值除以經濾波的合成圖像(Ct)中相應的像素值得到歸一化加權圖像 (Tw)。
如過程框512所示，然后生成高抑制(HYPR)圖像幀4。圖像幀4是通 過將更新的合成圖像陣列3乘以歸一化加權圖像陣列(Tw)而生成的。這是兩 幅圖像中相關像素值的乘法。然后，結果2D HYPR圖像4被輸出到顯示器52， 如過程框514所示的，并且系統返回采集和處理下一幅2D射線照相圖像幀2。 當程序完成時，如判決框116所判定的，程序結束。
如上所述，有許多用于生成歸一化加權圖像(Wt)的可選擇的方法。這 些方法中的兩個在圖18和19示出。具體地參照圖18，第一可選擇方法包括如 過程框518所示的第一步驟，即所采集的2D射線照相圖像幀陣列2除以更新 的合成圖像(C) 3。該除法是所采集的圖像幀陣列2的每個像素值除以更新的 合成圖像陣列3中相應的像素值。然后，如過程框120所示，經除法運算的結 果2D圖像幀在隨后被模糊或濾波的以生成歸一化加權圖像(Tw)。濾波操作 是與上面參照過程框506和508討論的相同的巻積過程。
在圖19中，顯示了生成歸一化加權圖像(Tw)的另一種可選擇方法。如 過程框522所示，通過從不同的視角獲取圖像的投影視圖，該方法將所采集的 2D射線照相圖像幀2變換到Radon空間。如過程框124所示，通過在與用于 變換2D射線照相圖像幀2相同的一組視角下計算投影視圖來將更新的合成圖 像3也變換到Radon空間。如過程框526所示，圖像幀投影視圖P隨后通過將 其除以合成圖像投影視圖Pc來歸一化。這是具有相同視角的投影P和Pc中相 應元素的除法。然后，在過程框128中，通過以傳統方式反投影經歸一化的投 影(P/Pc)來生成歸一化加權圖像(Tw)。這不是經濾波的反投影，而是直接的反投影。
如上所述，被累積以形成合成圖像3的射線照相圖像幀2的數目將依賴于 臨床應用。在所采集的射線照相圖像幀的視場中具有快速運動的場合中，應當 累積較少的射線照相圖像幀，以使快速運動結構不被模糊。在另一方面，當需 要一幅具有極少噪聲的清晰圖像時，應當增加所累積的射線照相圖像幀2的數
目。換句話說，對象運動的量是根據特定臨床應用來確定的，并且這確定了其
上可累積先前數據的時間窗的尺寸。
也有其中在程序期間累積圖像幀的數目可以動態改變的臨床應用。例如，
指示心臟相位的ECG信號可以用于改變累積圖像幀的數目。在根據ECG信號 判定心臟舒張期間，具有較少的心臟運動，并且相對于有較多心臟運動的心臟 收縮期間來說，更多的圖像幀可被累積用于合成圖像3。例如，在心臟收縮期 間，3幅圖像幀可被累積，而在心臟舒張期間，6到IO幅圖像幀可被累積。
不僅僅累積形成更新的合成圖像3的射線照相圖像幀2的數目是可以選 擇，而且當前圖像在累積圖像幀所定義的時間窗內的位置也是可選擇的。當然， 一個選擇是將當前圖像幀2放置在時間窗的末端。換句話說，所有其他包括的 圖像幀2在當前圖像幀2之前被采集。但是，由于x射線熒光透視中所釆用的 高幀率對于包括在當前圖像幀2之前和之后延伸的時間窗內采集的圖像幀有也 是有利的。這將強加有損給熒光透視的實時特性的短時延遲，但是在許多臨床 程序中這是不合理的。
可以證明，每一幅HYPR圖像幀4的SNR是受合成圖像3的SNR所控制 的。SNR被計算為對象信號水平與對象內噪聲標準差的比，而CNR被計算為 對象和背景信號電平之間的差除以背景噪聲的標準差。
假設合成圖像已經完成噪聲降低，則在減少的束電流(mA)和較低劑量 下執行熒光透視而沒有SNR損失是可能的。合成圖像SNR理論上與 SNRccVRmA成比例，其中N二每合成圖像的幀數。因此mA理論上可減小N 的平方根。合成圖像中幀數N受對象運動的限制。由于運動模糊，不合需要的 高N可以導致導管尖端可見度的降低。目的在于在實現最大劑量的減少的同時 確保合適的導管可見度。
對本領域技術人員來說是顯而易見的是，上面的HYPR方法也可以在雙能量采集的熒光透視圖像幀上執行。在這樣的臨床應用中，兩幅采集的熒光透 視圖像將首先以通常方式結合，并且結果圖像幀如上面所描述的進行處理。例 如，兩幅不同能量的圖像可以結合以從經HYPR處理的熒光透視圖像中消去骨頭。
本發明也可以在數字減影血管造影(DSA)動態研究中使用，其中當造影
劑流入到感興趣的脈管系統中時，采集一系列圖像幀。圖像幀的采集是作為程 序的一部分來進行，其中諸如碘等造影劑被施行給病人以增強射線照相中血液
的亮度。如圖20所示，在該情形中，圖像幀頻采集500更復雜。如過程框542 所示，首先采集預造影"蒙片(MASK)"圖像。該蒙片圖像具有良好的SNR且 在全X-射線劑量(例如，10maX-射線管電流)下被采集。然后，如過程框544 所示，施行造影劑，并且該造影流穿過病人的脈管系統到達感興趣的區域。
如過程框546所示，采集低劑量圖像幀，并且如過程框548所示，從該圖 像幀減去蒙片圖像。圖像幀也可以以較低劑量水平(例如，lmaX-射線管電流) 來釆集，并且從其中減去對比增強的血液周圍的組織，由此提供非常適于如上 面所述的HYPR處理的"稀疏"圖像。在該實施例中，當動態研究進行時，每一 幅DSA圖像幀經HYPR處理并幾乎實時地顯示。系統返回過程框546以采集 下一幅DSA圖像幀。
關于熒光透視的實施例，顯然地，DSA程序也可以在雙能量下執行。在 該情形中，蒙片圖像由在不同能級下采集的兩幅圖像形成，并且在過程框546， 采集的每一幅圖像也以同樣的兩個能級被采集，并以相同的方式結合以消去選
定的組織。
如過程框500所示，上面所描述的HYPR處理是幾乎實時的在所采集的 單一圖像幀上執行的。但是，同樣地HYPR處理也可以用在臨床應用中，其中 執行每一幅圖像幀的HYPR處理之前，在處理模塊500采集一系列圖像幀。在 這樣的應用中，HYPR處理返回過程框540以處理下一先前所采集的圖像幀， 而不是如上面所述地采集另一幅圖像幀。
盡管被結合以形成本發明的第一個實施例中的合成圖像的圖像幀的數目 適應圖像幀視場中對象運動的數目，但是在現在將描述的實施例中，圖像幀視 場(FOV)被分割成多個區域，且每一個區域中測量對象運動。然后以逐個區域為基礎，確定被結合以形成合成圖像的圖像幀的數目，從而具有很少運動的 合成圖像區域通過結合多個采集的圖像幀而形成，而具有較多運動的合成圖像 區域通過結合較少采集的圖像幀而形成。
具體的參照圖1和7，高抑制圖像處理是通過由計算機46對采集的2D射 線照相圖像幀2執行程序來完成的。如過程框100和102所示，隨著連續的圖 像幀2被采集，如過程框104所示，這些圖像幀被存儲并用于生成差異蒙片。 差異蒙片是通過檢測圖像幀2的多個分開的區域的每一個中的對象運動而生成 的。如圖9所示，每一個采集的圖像幀的視場(FOV)被分割成多個區域(例 如，7x7個像素區域)，并且每個區域中像素值的變化被用于計算差異蒙片103 中相應區域的運動值。在優選的實施例中，運動值被計算為區域中像素值的差 異的絕對值的平均值，并減去先前圖像幀的相應區域中的像素值。例如，如果 真實的對象運動發生在當前采集的圖像幀2的區域"X"中，則相應的高運動值 計算出來并被輸入到差異蒙片103的相應區域"X"。另一方面，如果在當前采 集的圖像幀2的區域"+"沒有檢測到運動，則相應的低運動值被生成并被輸入 到差異蒙片103的相應區域"+"。其他方法也可以被用于計算指示區域中的對 象運動的值，并且具體方法的選擇將依賴于具體的臨床應用。
再次參照圖7，在差異蒙片103生成后，進入循環，其中每次每個區域生 成一幅合成圖像。如判決框106所示，檢查差異蒙片103中的運動值以確定區 域中的運動是否超過閾值。如果不超過，則通過累積來自當前采集的圖像幀中 較大窗口的相應區域的值來更新合成圖像3中的該區域，如過程框108所示。 這在圖9中由箭頭109示出，其中標記為"+"的區域結合先前采集的圖像幀2 中相應的區域以更新合成圖像3中標記為"+ "的區域。
另一方面，在判決框106在正被檢査的區域中檢測到運動，如過程框110 所示，合成圖像3中相應的區域是通過用僅來自當前圖像幀2中的相應區域的 數據替代其中的圖像數據來更新的。如圖9中由箭頭111所示的，其中標記為 "X"的圖像幀區域中的值替代合成圖像3中相應區域的值。在任一情形中，經 更新的區域被添加到合成圖像3上，如過程框112所示，并且系統返回檢查下 一區域，如過程框114所示。.差異蒙片103中所有的區域是以該方式檢查的， 并且合成圖像3中相應區域被更新，如判決框116所示。因此，其上的圖像幀數據被積分形成合成圖像3的時間窗適于每個區域中檢測到的對象運動。針對 區域中測得的不同運動狀況累積的圖像幀的確切數目取決于特定臨床應用而 不同。
仍然參照圖7，如過程框118所示，經更新的合成圖像3隨后被用于對當
前圖像幀2執行HYPR圖像處理。下面將參照圖8進行描述，該HYPR處理 118與上面引用的共同待批的美國專利申請S/N. 12/032,240中所公開的一樣， 其中合成圖像3的較高SNR被轉移到圖像幀2。這使得可以以非常低的X-射 線劑量采集圖像幀2而沒有顯著的質量損失。如過程框120所示，在隨后顯示 經HYPR處理的圖像幀2，并且系統返回以采集和處理下一圖像幀。如判決框 122所示的，該程序繼續直到掃描完成。
當所采集的圖像幀中相應區域被累積時，合成圖像中沒有檢測到運動的區 域繼續改進圖像質量。在該實施例中，用遞歸濾波器執行累積，即將當前圖像 幀區域與衰減常數乘以該區域中先前的累積值相加。在該實施例中，例如，衰 減常數設定為1.0，但是這預期是不同于其他臨床應用的。當區域內測得的運 動超出閾值時，當前累積值重置為O，以使得合成圖像3中更新的區域與當前 圖像幀中的像素具有相同的值。這樣"重置"合成區域將具有低的SNR，并且更 好的是用小的模糊內核濾波以減少噪聲。在一些臨床應用中，較佳地，重設區 域不被重置為0。作為替代，在預設的縮短時間窗——諸如2到4個圖像幀—— 上執行累積。
有許多用于根據區域中測得的運動更新合成圖像3中的每個區域的替換 性方法。例如，可以建立多種運動閾值且更新程序可以彼此不同。這種不同可 以是累積的過去圖像幀的數目(即，時間窗長度)或者是所使用的衰減常數的 值。每個區域的運動歷史也可被保持并且這種附加信息可被用于改變更新程 序。因此，即使在任意單個圖像幀采集過程中沒有超出運動閾值，所采集的圖 像幀的最后數目上的運動累積也可能超出"累積運動"閾值。這會導致當前圖像 幀的累積時間窗的縮短。
如圖8所示，該實施例中所用的HYPR方法與上面所描述且在圖17中所 示的非常類似。第一步驟是利用當前2D射線照相圖像幀2和更新的合成圖像 3生成歸一化加權圖像。更具體的是，通過濾波來"模糊"更新的合成圖像3，如過程框124所示。濾波是巻積過程，其中更新的2D合成圖像陣列3與濾波 器內核巻積。在優選實施例中，濾波器內核是7x7平方濾波器內核。內核的尺
寸應當被可選擇成使得在進行模糊時，內核不包括感興趣對象(例如，血管) 之外的更多信息。濾波器內核應當與被檢査對象的尺寸量級相似或者稍微小 些。高斯或者其他平滑濾波器內核也可以使用，并且正被執行的結果過濾器功 能實質上是低通濾波。
仍然參照圖8，當前的2D圖像幀2也被以與過程框126所示的相同方式 模糊或者過濾。即，將當前2D射線照相圖像幀陣列2與濾波器內核巻積以執 行低通濾波功能。如過程框128所示，隨后通過將經過濾的當前圖像幀(T) 的像素值除以經濾波的合成圖像(Ct)中相應的像素值來生成歸一化加權圖像 (Tw)。
如過程框130所示，在隨后生成高抑制(HYPR)圖像幀4。此圖像幀4 是通過將更新的合成圖像陣列3乘以歸一化加權圖像陣列(Tw)而生成。這是 兩幅圖像中相關像素值的乘法。然后，結果2DHYPR圖像被輸出到顯示器52， 如上面所述的。
對于本領域技術人員來說顯而易見的是，可執行相同方法以重建3D圖像。 這些步驟是相同的，但是它們是在3D體積上執行的。
本發明的另一個實施例被應用于圖IO所示的利用磁共振成像(MRI)系 統的心臟成像。如上面先前實施例所述的，該實施例通過以逐個區域為基礎檢 查對象運動來形成合成圖像以使用HYPR方法。該MRI系統包括具有顯示器 212和鍵盤214的工作站210。工作站210包括處理器216，該處理器是運行可 購買的操作系統的可購買的可編程的機器。工作站210提供使得掃描命令可被 輸入到MRI系統中的操作者界面。
工作站210被耦合到四個服務器脈沖序列服務器218;數據采集服務器 220;數據處理服務器222;以及數據存儲服務器223。在優選實施例中，數據 存儲服務器223由工作站處理器216和相關聯盤驅動接口電路來執行。其余三 個服務器218， 220和222由安裝在單個殼內的單獨處理器執行，并使用64位 底板總線互連。脈沖序列服務器218采用可購買微處理器和可購買四重通信控 制器。數據采集服務器220和數據處理服務器222都采用相同的可購買微處理器，并且數據處理服務器222進一步包括基于可購買平行矢量處理器的一組或 多組處理器。
工作站210和用于服務器218， 220和222的各個處理器被連接到串行通 信網絡。該串行網絡傳輸從工作站210下載到服務器218， 220， 222的數據， 并且傳遞在服務器之間以及工作站與服務器之間傳達的標簽數據。此外，在數 據處理服務器222和工作站210之間提供高速數據鏈接以將圖像數據傳輸到數 據存儲服務器223。
脈沖序列服務器218響應于從工作站210下載的程序單元起作用以運行梯 度系統224和RF系統226。生成執行規定掃描所必須的梯度波形并將其應用 到梯度系統224，該系統激勵組件228中的梯度線圈生成用于位置編碼NMR 信號的磁場梯度Gx， Gy和Gz。梯度線圈組件228構成磁場組件230的一 部分，該磁場組件包括偏振磁體232和整體RF線圈234。
RF激勵波形通過RF系統226被應用到RP線圈234以執行規定的磁共振 脈沖序列。由RF線圈234檢測到的響應NMR信號被RP系統226接收，在脈 沖序列服務器218生成的命令的指示下被放大，解調，濾波并數字化。RF系 統226包括用于生成MR脈沖序列中使用的各種RF脈沖的RF發射機。RF發 射機響應來自脈沖序列服務器218的掃描命令和指示生成期望頻率，相位和脈 沖振幅波形的RF脈沖。所生成的RF脈沖可被應用到整體RF線圈234或者一 個或多個局部線圈或線圈陣列。
RF系統226也包括一個或多個RF接收通道，該通道可以連接到相應的
多個局部線圈或者連接到線圈陣列中相應的多個線圈元件。每個RF接收通道
包括放大由該通道所連接的線圈接收的NMR信號的RF放大器以及檢測和數
字化所接收的NMR信號的I和Q正交分量的正交檢測器。因此，可在任意采
樣點通過I和Q分量的平方和的平方根來確定收到NMR信號的數量: M"I2-Q2 ，
并且收到NMR信號的相位也可被確定 少:=tan-1 Q /1 。
脈沖序列服務器218也任選地接收來自生理采集控制器236的病人數據。 控制器236接收從連接到病人的多個不同傳感器接收信號，例如來自電極的ECG信號或者來自肺部的呼吸信號。此類信號通常被脈沖序列服務器218用來 同步，或"選通"關于對象的呼吸或心跳的掃描的執行。
脈沖序列服務器218也連接到掃描室接口電路238，該電路從與病人狀況 和磁體系統相關聯的各個傳感器接收信號。病人定位系統240也通過掃描室接 口電路238來接收命令以在掃描期間將病人移至期望位置。
在掃描期間，脈沖序列服務器218對MRI系統元件執行實時控制是顯而 易見的。結果，其硬件元件必須與由運行時程序以實時方式執行的程序指令一 起操作。掃描指令的描述部分以對象的形式從工作站210被下載。脈沖序列服 務站218包含接收這些對象的程序并將其轉換成由運行時程序所能采用的對 象。
由RF系統226生成的數字化NMR信號采樣被數據采集服務器220所接 收。數據采集服務器220響應于從工作站210下載的描述部分來操作以接收實 時NMR數據并提供緩沖器存儲，以使得沒有數據因數據溢出而丟失。在一些 掃描中，數據采集服務器220僅僅將所采集的NMR數據傳遞到數據處理服務 器222。但是，在需要從所采集的NMR數據導出的信息以控制掃描的進一步 執行的掃描中，數據采集服務器220被編程以生成此類信息并將其傳輸到脈沖 序列服務器218。例如，在預掃描中，NMR數據被采集并用于校準由脈沖序列 服務器218執行的脈沖序列。而且，導航儀信號可在掃描期間被采集并用于調 節RF或者梯度系統操作參數或者控制采樣K-空間的視圖順序。而且，數據采 集服務器220可被用于處理用來在MRA掃描中檢測造影劑到達的NMR信號。 在所有這些示例中，數據采集服務器220采集NMR數據并實時處理它以生成 用于控制掃描的信息。
數據處理服務器222接收來自數據采集服務器220的NMR數據，并根據 從工作站210下載的描述部分處理該數據。這樣的處理包括例如對原始k-空間NMR數據進行傅立葉變換以生成二或三維圖像；將濾波器應用于重建圖 像；對所采集的NMR數據執行反投影圖像重建；計算功能性MR圖像；計算 運動或流動圖像，等等。
通過數據處理服務器222重建的圖像被傳回工作站210，這些圖像被存儲 在該工作站處。實時圖像被存儲在數據庫存儲器高速緩存(未示出)中，這些圖像從該高速緩存被輸出到操作者顯示器212或位于磁體組件230附近以供主 治醫生使用的顯示器。批處理方式圖像或選定實時圖像被存儲在主機數據庫中
的盤存儲244上。當這樣的圖像已被重建并轉移至存儲時，數據處理服務器222 通知工作站210上的數據存儲服務器223。操作者可以使用工作站210來存檔 圖像，生成膠片，或通過網絡或其他設備發送圖像。
為了實踐本發明的實施例，如圖11所示，利用反投影重建，或徑向，脈 沖序列采集NMR數據。這是快速梯度回波脈沖序列，其中在存在切面選擇梯 度203的情況下生成選擇性不對稱被刪節的sine rf激勵脈沖201， rf脈沖201 的傾倒角位于Ti縮短血液的恩斯特(Ernst)角度的附近，其通常為30°到40°。
此脈沖序列可被用于通過在單個k-空間圓平面內來采集單個2D切面，但 是在優選實施例中，多個圓形k-空間平面被采樣，如圖12中204， 206和208 所示。當多重2D切面被采集時，軸向梯度203是平板選擇梯度跟隨相位編碼 梯度波瓣(lobe) 2U和相反極性的重巻繞(rewinder)梯度波瓣213。此軸向 相位編碼梯度211在掃描期間步進通過多個值以從2Dk-空間平面204， 206和 208的每一個進行采樣。
在NMR回波信號219采集期間，兩個面內讀出梯度215和217被放出， 以沿徑向軌道在2D平面204， 206或208中采樣k-空間。這些面內梯度215 和217與軸向梯度垂直并且這兩個面內梯度彼此互相垂直。在掃描期間，面內 梯度步進通過一系列值以旋轉徑向采樣軌道的視角，如在下面將更詳細的描述 的。面內讀出梯度的每一個被預定相位梯度波瓣221和223所領先，并且跟隨 重巻繞梯度波瓣225和227。
對本領域技術人員來說顯而易見的是，可使用與首選直線軌道不同的采樣 軌道，該直線軌道從k-空間外圍邊界上的一點穿過k-空間的中心到達k-空間外 圍邊界上相反的一點。 一個變化就是采集局部NMR回波信號219，其沿并不 延伸穿過被采樣k-空間體積的整個范圍的軌道進行采樣。另一個與直線投影重 建脈沖序列是等效的變化就是沿彎曲路徑而不是直線進行采樣。例如，在F.E. Boada等人的"Fast Three Dimensional Sodium Imaging (快速三維鈉成像)，，， MRM,37:706-715,1997和K.V. Koladia等人的"Rapid 3D PC-MRA Using Spiral Projection Imaging (使用螺旋投影成像的快速3D PC-MRA) "， Proc.Intl. Soc. Magn. Reson. Med. 13 (2005)以及J.G.Pipe禾卩Koladia的"Sprial Projection Imaging: a new fast 3D trajectory (螺旋投影成像新快速3D軌道)"， Proc.Intl.Soc.Mag.Reson.Med.l3(2005)中描述了此類脈沖序列。也很明顯的是， 本發明可與這些采樣方法的3D以及2D版本聯用，并且引用如在下文中所用 的、旨在指2D或者3D圖像中的位置的術語"像素"。
具體的參照圖13，采集一系列心臟選通圖像幀，這些圖像幀在相應數目 的不同心臟相位下描繪心臟。如判決框300所示，系統等待ECG選通信號， 并且當信號收到時，如過程框302所示的，圖11中的脈沖序列被執行成從多 個(例如，N=20)心臟相位中的每一個釆集運動心臟和周圍靜止組織的投影視 圖。利用此特定脈沖序列，在每一個心臟相位有效的采集3幅2D切片，并隔 行掃描投影視圖，如圖14所示相等地間隔開，其中點線231表示采集一個切 片的k-空間采樣軌道，虛線233表示采集第二切片的k-空間采樣軌道，而實線 235表示第三切片的k-空間采樣模式。采集繼續進行直到在每一個心臟相位對 3幅2D切片的每一個采集規定數目的投影視圖(例如，n=30)，如在判定框 304確定的。從而采集11=20個圖像幀，并且每一幅2D切片圖像幀中具有r^30 個隔行掃描投影視圖。對于如上所述的每一切片，不僅在每一心臟相位釆集的 投影視圖被隔行掃描，而且也將這些投影視圖與其他心臟相位采集的投影視圖 進行隔行掃描。
有許多用于在將對所有采集的視圖進行隔行掃描的掃描期間生成投影視
角4>的列表的不同的方法。視角$依賴于諸如在每次心跳期間要采集的心臟相
位數目(N)，在每一次心跳(npr)期間針對每一個心臟相位要采集的投影視
圖數目，以及在掃描期間的心跳次數(H)等因素。在優選實施例中用于在第
k次心跳計算第n個心臟相位的視角的公式為 —A,xK+A2xB(n) +
其中
A,=180/(Hxnpr) △2 =180/(HxNxnpr)
B(n)-用于產生整數序列的偽隨機排列的比特反向算法。切片中每一個的 視角$也被隔行掃描，并且通過將每一切片的初始角度增加180。/切片數目來完成。
仍然參照圖13，如過程框306所示，利用每一切片位置的所有采集的投 影視圖(nxN)重建圖像。這是一種常規重建方法，其中所采集的NMR信號首先 沿軸向梯度方向進行傅立葉變換以生成沿該軸的三個切片位置處的投影。然后 每一 2D切片的徑向k-空間采樣點被重新柵格化為笛卡爾柵格，然后進行二維 傅立葉變換。結果平均圖像由于心臟運動而模糊地描述它，但是由于在每一心 臟相位上每一切片處的所有采集且隔行掃描的投影視圖被用于重建，因此周圍 靜態結構將被清楚地描述并且只有很少偽像。
如過程框310所示，結果平均圖像隨后被以N個心臟相位之一的所有投 影視角再次投影。這在圖16中說明，并且利用如例如在Jiang Hsieh的 "Computed Tomography Principles, Design, Artifacts and Recent Advances (計算 X射線斷層攝影術原理、設計、偽像和最新發展)"，SPIE Press 2003，第3章 中所述的常規Radon變換來完成。由此，生成在該心臟相位的每一切片的每一 個采集視角處的投影輪廓。對每個心臟相位重復再投影步驟310，并且當最后 的心臟相位投影已經被再投影——如在判決框312測得的——時，已生成一組 平均圖像幀再投影。
如過程框314所示，下一步驟是從相應的原始采集的投影減去每一個平均 圖像再投影。這導致僅描述活動組織的所釆集的N=20個的心臟相位的每一個 中每個2D薄片的一組n=30個投影視圖。換句話說，靜態組織的信號被消減掉， 并且保留的信號本質上是高通濾波活動組織信號。
如過程框316所示，下一步驟是從活動組織再投影重建活動組織圖像。這 針對每一切片且在每一心臟相位上完成的。該重建較佳地為常規圖像重建，如 上面過程框306所示，但是，也可執行如上面所引用的、通過引用納入于此的 共同待批的題為"Reconstruction Method for image of the Beating Heart (心跳圖 像的重建方法)"的美國專利申請中所描述的HYPR重建。如過程框318所示， 靜態組織圖像隨后結合活動組織圖像以形成每個心臟相位的3幅圖像幀。這是 通過添加圖像中相應像素的值來完成的。這添加良好的靜態組織信號并且添加 回先前在過程框314減掉的低頻活動組織信號。
仍然參照圖13,如過程框320所示，接著計算合成圖像。如下面將進行詳細描述的，對每一心臟相位生成合成圖像并應用于每一個心臟相位的圖像幀
的HYPR方法中。更具體的是，如過程框322所示，進入其中每一幅圖像幀被 HYPR處理的循環。通過將合成圖像的較高SNR傳遞到處理的圖像幀，該處 理增強了上面生成的圖像幀。此外，該處理減少了欠采樣和運動偽像。每一幅 圖像幀以這種方式處理，直到判決框324檢測到所有的心臟相位圖像幀都已經 被處理。該HYPR方法與上面關于過程框118——在圖7中示出且具有圖8所 示步驟——描述的相同的方法。
在過程框320，該實施例獲得的結果由為每一心臟相位生成優良的合成圖 像產生。對于每一個心臟相位來說，合成圖像以該心臟相位的圖像幀開始并累 積，或積分來自其他心臟相位圖像幀的圖像值。如上面實施例所述，該累積是 以逐個區域為基礎完成的，以使得具有很少運動的區域將累積以生成比具有較 多運動區域更高質量的合成圖像。
具體的參照圖15，如過程框403所示，生成合成圖像的第一步驟是初始 化心臟相位的經更新的合成圖像。然后進入循環，其中逐個區域檢査在掃描期 間采集的其他心臟相位圖像的每一幅，以確定哪些區域可以與當前心臟相位圖 像的值累積。如過程框404所示，對于每一候選心臟相位圖像來說，第一步驟 就是生成差異蒙片。這可以多種方式來完成，但是在該實施例中，對每一個7 像素x7像素區域計算一值，該值是當前心臟相位圖像幀區域中的像素的平均 值與候選心臟相位圖像中相應像素的平均值之間的差。然后進入進一步的循 環，其中通過對該差異蒙片值進行閾值判斷來檢查每一個區域。如判決框406 所示，如果候選心臟圖像幀中的區域具有與該差異蒙片中相應區域一樣明顯的 過多運動，則該區域不被累積。相反，如過程框407所示，該當前心臟相位圖 像幀區域在將該區域模糊、或低通濾波以減少噪聲之后被添加到合成圖像。另 外，如過程框408所示，將被考慮的候選心臟相位圖像幀的區域中的像素值與 相應區域中當前合成圖像像素值相累積。然后，如過程框412所示，對該區域 積分的像素值被添加到經更新的合成圖像值上。
當前心臟相位的合成圖像是以這種方式被選擇性地累積，直到判決框416 確定差異蒙片的每一個區域被處理。結果，發生很少運動的候選心臟相位圖像 的區域將被積分以改進合成圖像質量。另一方面，相對于當前心臟相位圖像幀發生真實運動的區域則不被累積，從而不能使結果合成圖像模糊。
如過程框418所示，這種逐個區域的合成圖像積分過程被應用于掃描過程 中所采集的每一幅候選心臟相位圖像。當判決框420確定最后采集心臟相位圖
像已經被積分時，當前心臟相位的經更新的合成圖像完成。如過程框422所示， 該過程被重復以生成每一個心臟相位上每一切片的合成圖像。當判決框424確 定所有合成圖像都已生成時，在426，過程退出，并且繼續進行如上所述的 HYPR處理。
在本發明上面的實施例中，對象運動的檢測是在逐個幀的基礎上、逐個區 域的基礎上或者逐個像素的基礎上完成的。然后，根據所檢測的對象運動，通 過在逐個幀、逐個區域或逐個像素的基礎上將來自先前圖像幀的數據與當前圖 像幀累積來生成合成圖像。
在隨后的實施例中，合成圖像也將計及對象運動的這樣方式生成。但是， 與將合成的形成表征為自適應地累積來自先前圖像幀的數據不同，合成的形成 可被表征為通過在將現有合成圖像與來自當前圖像幀的數據組合之前配準現 有合成圖像數據的空間位置來自適應地更新現有合成圖像。如上面所述的方 法，這種該合成圖像的自適應更新可在逐個幀、逐個區域或者逐個像素的基礎 上完成。
具體地參照圖21，用于使用配準技術更新合成圖像的優選方法是在逐個 像素的基礎上執行的。如過程框600所示，經更新的合成圖像數據結構被初始 化，然后在602進行循環，其中經更新的合成圖像中的每一個像素的值被計算 出。這通過在當前合成圖像中搜索正被處理的當前圖像幀像素的位置來完成。 這通過對比圍繞每一個像素的像素區域的值來完成。具體地參照圖22，例如， 在當前圖像幀608中，像素606具有空間位置(x， y)，并且如果沒有對象運動， 則當前合成圖像610中相同的空間位置(x， y)606處將具有相同像素值。但是， 當有運動發生時，像素值位置將不同，并且目標是在當前合成圖像610中定位 當前圖像幀像素。如箭頭612所示，這通過以圍繞合成圖像610中相應像素位 置606的模式搜索來完成。這種搜索模式的尺寸和形狀將取決于特定醫學應用。
仍然參照圖21和22，如過程框604所示，通過將圍繞當前圖像幀像素606 的區域614中的像素值與當前合成圖像610中類似位移區域615中的值作比較來進行該搜索。在優選實施例中，這種比較通過對兩個區域614和615中相應 的像素值的絕對差值求和并將結果"區域差值"存儲到數據表616中來執行。在 優選實施例中，區域614和615各自為5x5個像素，雖然也可使用其他尺寸。 如過程框618所示，重復對比步驟604，隨著區域615以規定的搜索模式612 繞當前合成圖像610移動，直到搜索模式完成，如判決框620所示。搜索模式 612的尺寸將取決于逐個幀預期的對象運動，這又取決于具體應用。在該結合 點，表616存儲所有候選像素位置比較的結果，并如過程框622所示，合成圖 像610中期望像素值的位置接著通過識別產生最小區域差值的區域615的位移 來確定。如判決框624所示，然后將最小區域差值與差異閾值作比較。在優選 實施例中，最小閾值設定為當前圖像幀區域614中像素值積分的20%。如果最 小區域差值大于該最小閾值，則當前圖像幀像素值606被轉移到經更新的合成 圖像626的相應像素位置606，如點線628所示。這將是在像素606的區域中 存在顯著運動的情形。但是，如過程框630所示，在多數示例中，當前圖像幀 像素606的位置將在當前合成圖像610中發現，并且這兩個值將一起積分，如 圖22中求和632所示，并且存儲在經更新的合成圖像626中的像素位置606 處，如由圖21中過程框636所示且由圖22中虛線634所示的。通過將當前圖 像幀像素值加上衰減常數乘以當前合成圖像像素值的乘積，并且將該結果除以 先前對合成像素值作出貢獻的數目加1來執行該積分。
具體地參照圖21，上面的過程被重復，直到當前圖像幀608中每一個像 素位置被檢査，并且經更新的合成圖像626中相應像素位置的值被計算，如判 決框640所示。然后更新的合成圖像準備用在如上所描述的當前圖像幀的 HYPR處理中。
在上面優選的實施例中，將當前圖像幀的每一個像素與當前合成圖像中的 相應像素配準以更新經更新的合成圖像中的像素。相同的配準過程也可被實施 以便每次一個區域地更新合成圖像。例如，可在以規定的搜索模式圍繞相應區 域位置檢査完當前合成圖像之后，全部的5像素x5像素區域可以被更新。在 此情形中，搜索將產生用于移動該區域中所有像素的位置的位移矢量。當然， 這將縮短更新合成圖像所需要的時間，但是在這么做的時候，丟失對象運動的 空間分辨率。期望要被更新的區域的尺寸將由操作者來設置——取決于特定應用從一個像素到整個圖像幀。當規定的更新區域較小(例如，如上所描述的一 個像素)時，將在配準搜索模式中使用的圍繞區域的規定尺寸將被設定為與一 幅圖像幀間隔中預期的局部運動相似的尺寸，反之，當當規定的更新區域較大 (例如，整個圖像)時，將在配準搜索模式中使用的圍繞區域的規定尺寸將被 選擇成與從一幀到下一幀間所預期的大批對象運動的數量相符合。
權利要求
1. 一種生成對象的經更新的合成圖像以在對采集的當前圖像幀進行HYPR處理時使用的方法，其步驟包括a)將所述當前圖像幀分成多個空間區域；b)確定所述空間區域的每一個中的對象運動；c)在逐個區域的基礎上，通過以根據每一個當前圖像幀區域中測得的對象運動確定的方式將該區域中的數據與其他采集的圖像幀數據組合來生成經更新的合成圖像。
2. 如權利要求1所述的方法，其特征在于，每個區域具有一個圖像幀像 素的尺寸。
3. 如權利要求1所述的方法，其特征在于，當前合成圖像由所述其他釆 集的圖像幀數據形成，并且所述當前合成圖像與所述當前圖像幀配準并與之積 分形成所述經更新的合成圖像，所述配準是對每個區域獨立執行的。
4. 如權利要求3所述的方法，其特征在于，所述區域的尺寸是每一幅圖 像幀的像素。
5. 如權利要求3所述的方法，其特征在于，所述配準包括搜索所述當前 合成圖像中與所述當前圖像幀的區域中的所述數據最佳地匹配的數據區域。
6. 如權利要求5所述的方法，其特征在于，所述配準包括移動所述當前 合成圖像中數據區域的位置。
7. 如權利要求3所述的方法，其特征在于，所述當前圖像幀與已配準的 當前合成圖像的積分包括將所述已配準的當前合成圖像乘以衰減常數，所述衰減常數的數值范圍最 大為1.0;以及將所述當前圖像幀中的所述數據加到前一步驟的結果上。
8. 如權利要求7所述的方法，其特征在于，所述配準也包括將前一步驟 的結果除以表示用于形成所述當前合成圖像的其他圖像幀的數目的數。
9. 如權利要求1所述的方法，其特征在于，所述經更新的合成圖像通過 累積一時間窗上的其他采集的圖像幀數據來形成，所述時間窗包括所述當前圖像幀的采集，并且所述時間窗的持續時間是針對所述當前圖像幀的每一個區域 單獨確定的，以使得對每個區域累積的圖像幀數據的量是通過所述區域內的對 象運動來確定的。
10. 如權利要求9所述的方法，其特征在于，所述區域的尺寸是每一幅圖 像幀的像素。
11. 如權利要求l所述的方法，其特征在于，步驟b)是通過從所述對象 采集指示心臟相位的信號來執行的，并且當采集所述當前圖像幀時，根據該信 號暗示對象運動。
全文摘要
本發明公開了一種用于減少高抑制醫學圖像中運動偽像的方法。生成用于在對當前圖像幀進行HYPR處理時使用的合成圖像。用于形成合成圖像的先驗數據的數目是根據對象運動的數量來確定的。當前合成圖像在被用于形成更新的合成圖像之前，可空間上與當前圖像幀空間配準以補償對象運動。可在逐個幀的基礎上，逐個區域的基礎上或者逐個像素的基礎上分析對象運動以最優化經更新的合成圖像的SNR。
文檔編號A61B6/03GK101411620SQ20081018420
公開日2009年4月22日 申請日期2008年9月17日 優先權日2007年9月17日
發明者C·A·米斯特雷塔 申請人:威斯康星校友研究基金會