技术摘要：
本发明涉及一种用于计算对于从投影数据重建检查对象的图像数据的图像矩阵大小的方法。在计算机断层扫描系统的辐射源与检查对象之间的相对旋转运动期间获取投影数据。根据计算机断层扫描系统的轴向图像场的范围以及待重建的图像数据中的清晰度值来计算图像矩阵大小。向  全部
背景技术：
本身已知的计算机断层扫描设备包括测量系统，该测量系统包括(尽可能)大量的 可用探测器通道以及尽可能小的管焦点。如果使用带来较高的空间分辨率的较大的图像矩 阵来从借助于探测器通道所获取的X射线投影数据重建医学图像记录，则可以更有效地使 用计算机断层扫描设备。从而可以改善图像质量。因此，在胸部成像时可以用高的对比度减 少甚至避免锐利边缘上的阶梯状伪影。但是，随着图像矩阵大小的增大，不仅图像质量提 高，而且所需的重建时间以及所需的存储器空间也增加。就这点而言，对于每次检查需要权 衡对于检查类型的最佳矩阵大小和其他所提到的参数。 已知通常使用大小为512×512的预设的矩阵。这意味着从投影数据生成二维(层) 图像记录，该二维(层)图像记录在两个空间维度中分别具有512个图像元素(即像素)。在其 他情况下，操作者可以手动选择256×256的矩阵，例如用于心多相重建。在这样的采集中会 产生非常大量的图像，其中这些图像主要用于说明随时间的变化。因此，在这种检查类型 中，空间梯度与时间梯度相比较不重要。因此，随之而来的空间分辨率减小对于这种检查类 型是可接受的。如果在这里保留了常用的512×512的矩阵大小，则在图像档案(例如，PACS) 中所需的存储器空间会过高。
技术实现要素：
本发明的目的是提供备选的手段，其使得能够自动确定和设置对于检查类型的最 佳矩阵大小，而不需要操作者的输入和操作者的相应背景知识。 该目的通过根据本发明的一种用于计算图像矩阵大小的方法、相应的计算单元、 相应的计算机断层扫描系统、计算机程序以及相应的计算机可读介质来实现。优选地和/或 备选地，有利的实施方式的变型也是本发明的主题。 下面参考所要求保护的方法以及所要求保护的设备，描述该目的根据本发明的解 决方案。在这里所提到的特征、优点或备选实施方式还可以被转用到所要求保护的其他主 题上，反之亦然。换句话说，(例如针对方法的)主题相关的权利要求还可以使用结合设备中 的一个设备所描述的或所要求保护的特征来改进。该方法的相应功能特征由相应的具体模 块或单元形成。 在第一方面，本发明涉及一种用于计算对于从投影数据重建检查对象的图像数据 的图像矩阵大小的方法。在计算机断层扫描系统的辐射源与检查对象之间的相对旋转运动 期间获取投影数据。向重建单元提供所计算的图像矩阵大小，用于从投影数据重建图像数 据。 本发明基于以下认识：根据计算机断层扫描系统的轴向图像场和待重建的图像数 4 CN 111553958 A 说　明　书 2/10 页 据中的清晰度值来计算图像矩阵大小。优选地，图像矩阵大小取决于轴向图像场的范围和 清晰度值的乘积。 轴向图像场或其范围表示在获取投影数据期间计算机断层扫描系统的视场的在 垂直于计算机断层扫描系统的旋转轴线的方向上的空间延伸。轴向图像场可以被设计为不 可改变的或者通过X射线源或借助于至少一个光圈设备可调节的。轴向图像场限定检查对 象的身体段或身体部位或身体区域的大小，该身体段或身体部位或身体区域借助于投影数 据被成像并且被X射线穿透。轴向视场可以覆盖例如大约40cm，从而使得能够在患者的整个 宽度上获取投影数据。一种可能的应用是对整个腹部的计算机断层扫描检查。在另一个示 例中，如果仅单个器官(特别是心脏)需要被成像，则轴向视场例如仅覆盖几厘米。 待重建的图像数据中的清晰度值表示所期望的预设的最大空间频率或空间分辨 率，该最大空间频率或空间分辨率必须存在于所重建的图像数据中。清晰度值对应于如下 的空间频率，在这样的空间频率处调制传递函数或对比度传递函数达到特定值。该函数通 常描述对象的图像的细节对比度与对象本身的细节对比度之间的关系，该关系取决于对象 的空间频率。换句话说，调制传递函数描述了对于成像系统的成像质量的量度。调制传递函 数的值越高，物体通过成像系统的成像越好。在这种意义上，清晰度值被认为是空间频率， 在该空间频率处调制传递函数具有特定值(例如10％或0.1)。就这点而言，代替直接规定清 晰度值，还可以规定或预设调制传递函数的值。清晰度值可以直接通过调制传递函数与空 间频率的相关性得出。 特别地，清晰度值可以用每毫米的线对(lp/mm)作为单位给出。特别地，清晰度值 通过医学问题确定，放射学检查以该医学问题为基础，并且该医学问题将借助于所重建的 图像数据来回答。清晰度值还可以通过所成像的身体区域和其中存在的组织成分来预限 定。 根据本发明自动地进行计算，并且无需操作者帮助。可以有利地规定：对于每个检 查或每个图像数据重建，操作者可以单独地设定是应该自动计算图像矩阵大小还是相对于 默认设置来优化图像矩阵大小。此外，可以有利地规定：例如如果在开始时已知仅有限的存 储器容量可用于所重建的图像数据，则将最高的(即最大的)图像矩阵大小预设为上限。例 如，一开始可以排除1024的图像矩阵大小。 由计算得出的图像矩阵大小(在下文中也简称为矩阵大小)既可以大于也可以小 于通常使用的512×512图像元素(即像素)的矩阵大小。这使得能够显著改善系统性能，例 如在实时检查(诸如团注追踪(Bolus-Tracking)或者一般地在造影剂影响下的成像)时，因 为这样可以减小从投影数据重建图像数据的持续时间。 在本发明的意义上，投影数据应当理解为检查对象的X射线衰减曲线或X射线投影 测量数据，当检查对象被X射线照射时会产生该X射线衰减曲线或X射线投影测量数据，该X 射线在其强度上由检查对象的解剖结构衰减并且在其能谱上被改变。投影数据通常包括大 量单个投影，这些单个投影在其观察方向或者其穿过检查对象地角度上有所不同。因此，投 影数据与投影空间有关或在投影空间中被获取。在检查对象的至少一个二维截面图像或至 少一个体积数据组意义上的图像数据可以借助于重建算法从各个投影中计算出来。 在本发明的意义上，检查对象是患者，其中患者通常是人类。原则上，患者还可以 是动物。因此，在下文中同义地使用这两个术语“检查对象”和“患者”。 5 CN 111553958 A 说　明　书 3/10 页 在本发明的意义上，重建算法应当理解为用于从投影数据重建图像数据的已知方 法。在这点而言，图像数据涉及图像空间或存在于图像空间中。对于图像重建的一种标准方 法是滤波反投影方法(Filtered  Back  Projection，FBP)。在获取投影数据之后，首先执行 所谓的“重新绑定(Rebinning)”步骤，在该步骤中，利用从源传播的扇形的射线所产生的投 影数据被重新排列，使得其呈现如同探测器被平行地射向探测器的X射线撞击一样的形式。 然后，数据被变换到频域。在频域中进行滤波，并且随后经滤波的数据被逆变换。借助于以 这种方式被重新分类和滤波的数据来进行到感兴趣的体积内的单个体素的反投影。但是， FBP方法的近似手段导致低频锥束伪影和螺旋伪影。此外，图像清晰度与图像噪声有关。与 此相反，优选迭代重建方法。在这里，首先从投影数据或投影测量数据重建初始图像数据。 为此，可以使用例如卷积反投影方法。在数学上尽可能好地描绘测量系统的“投影算子”(即 投影运算符)投影初始图像数据，以便生成合成投影数据。用与投影算子共轭的运算符反投 影与原始投影数据的差，然后重建残差图像，利用该残差图像更新初始图像。经更新的图像 数据可以再次被使用，以便在下一个迭代步骤中，借助于投影运算符产生新的合成投影数 据，从中再次形成与测量信号的差并且计算新的残差图像，用该新的残差图像改善当前迭 代等级的图像数据，等等。利用这样的方法可以重建图像数据，该图像数据在低图像噪声下 具有改善的图像清晰度。对于迭代重建方法的示例是代数重建技术(ART)、同时代数重建技 术(SART)、迭代滤波反投影(IFBP)或统计迭代图像重建技术。可以与根据本发明的方法一 起应用的优选的重建方法是例如基于正弦图的迭代重建或基于模型的迭代重建。 在该方法的一个实施方案中，根据对于图像矩阵大小的最小步长来计算图像矩阵 大小。最小步长描述了预设的数量的图像元素(特别是像素)，以便可以增大或减小待计算 的图像矩阵大小。最小步长可以优选地为32、64、128(特别优选地256)个图像元素。换句话 说，图像矩阵大小可以有利地仅递增地被改变。最小步长被选择得越小，图像矩阵大小就可 以越好地考虑在计算中包括的各个参数。但是，与无级图像矩阵大小相比，根据本发明的引 入最小步长简化了计算步骤。 特别有利地，最小步长可以由操作者在X射线检查之前单独调节。 在该方法的另一个实施方案中，通过考虑重建算法的至少一个参数和/或该重建 算法的重建核来计算图像矩阵大小。考虑重建参数或重建核有利地影响性能，特别是重建 过程的速度或持续时间。无论是从操作者的角度还是从患者的角度来看，使图像矩阵大小 适应于待进行的重建的参数都可以有利地缩短检查时间。 在本发明的意义上，重建核对应于在图像数据的重建中所使用的卷积核。重建核 应用于投影数据。重建核可以是平滑的或对比度增强的。特别地，可以根据检查类型、检查 所基于的医学问题和/或待检查的身体区域来选择或调整重建核。例如，对比度增强的重建 核已知专门用于显示骨骼组织或肺组织。重建核的选择对所重建的图像数据的质量有决定 性影响。适用于待诊断的组织的重建核也可以有利地减少必要的辐射剂量，而没有质量损 失。 如上面所提到的，重建算法优选地是迭代重建算法。 重建算法的参数可以是例如在重建期间所遍历的前向投影循环和反投影循环的 数目或伪影校正循环或噪声最小化循环的数目。这些参数通常针对所检查的身体区域或所 成像的器官或组织，这些身体区域或器官或组织在与X射线的交互作用方面可以显著不同。 6 CN 111553958 A 说　明　书 4/10 页 在该方法的另一个实施方案中，通过考虑图像数据的要达到的最小图像质量来计 算图像矩阵大小。图像质量不仅包括应当保证的所期望的空间最小分辨率，而且还包括有 关最大可容忍的图像误差或伪影(诸如例如图像噪声或金属伪影，该金属伪影可以由所成 像的身体区域中的金属植入物引起)的规定。 在该方法的另一个实施方案中，通过考虑获取投影数据所基于的医学问题和/或 对于获取投影数据所使用的测量协议的至少一个参数和/或表示所成像的身体区域或其中 所包括的组织的参数来计算图像矩阵大小。在本发明的意义上，医学问题应当理解为临床 初步怀疑、分配任务等，由此得出对检查对象进行放射学检查的原因。在该实施方式中，有 利地考虑到医学问题、所检查的身体区域和/或所使用的测量协议可能会需要特定的图像 矩阵大小，或者可能会规定对于图像矩阵大小的上限或下限。 在该方法的一个实施方案中，通过考虑对于所重建的图像数据可用的存储器容量 来计算图像矩阵大小。本发明的该实施方式考虑了以下认识：仅有限的存储器空间可以用 于所重建的图像数据。换句话说，例如在医疗机构的PACS系统(图片存档与通信系统)中，用 于检查的所重建的图像数据的总和可能会大于可用的存储器容量。在这里，图像矩阵大小 从一开始就被调整为最大可存储数据量。 在该方法的另一个实施方案中，根据以下规则计算图像矩阵大小： 其中，N表示所计算的图像矩阵大小(在一个空间维度中)， ΔN表示最小步长， Fax表示轴向图像场， ρc表示清晰度值，并且 a表示自由缩放因子。 如在开始时已经提到的，在本发明的意义上，轴向图像场应当理解为计算机断层 扫描系统的图像场的范围，该图像场垂直于其旋转轴线延伸。同样如在开始时所提到的，清 晰度值应当理解为所重建的图像数据中的所期望的最大空间频率(lp/mm)。在该实施方式 中，轴向图像场与清晰度值的乘积被除以最小步长。在优选的实施方案中，自由缩放因子a 可以被设计为比例常数，其优选地取a≈1的值。等式中向下开口的括号表示在必要时所包 括的项被向上取整为最接近的整数。取整操作是可选的。 在该方法的另一个实施方案中，根据以下规则计算图像矩阵大小： 其中，N表示所计算的图像矩阵大小， ΔN表示最小步长， Nmax表示允许的最大图像矩阵大小， Nmin表示允许的最小图像矩阵大小， Fax表示轴向图像场， ρc表示清晰度值， f表示自由缩放因子，并且 7 CN 111553958 A 说　明　书 5/10 页 c表示自由偏置参数。 在该实施方案中，除了允许的最大图像矩阵大小Nmax之外，还预先限定了允许的最 小图像矩阵大小Nmin。这可以取决于检查类型、医学问题、所检查的身体区域或所检查的组 织或器官(例如心脏)和/或类似物，并且可以对应于对于所重建的图像数据的可靠诊断所 需的最小的图像矩阵大小。优选地，可以分别例如凭经验从对已经完成的大量重建任务的 重建参数的分析中确定自由缩放因子f以及自由偏置参数c。为此，例如，可以评估来自制造 商的位于现场的计算机断层扫描系统的所有可用的重建任务。通过自由缩放因子f以及自 由偏置参数c可以影响图像矩阵大小之间的切换点，使得实现例如图像质量与重建性能(特 别是重建速度)之间的平衡关系。在这里，等式中的向下开口的括号也表示在必要时所包括 的项被向上取整为最接近的整数。在这里，取整操作也是可选的。在该实施方式的变型中， 首先从预设的允许的最小图像矩阵大小Nmin以及从轴向图像场的大小、清晰度值、缩放因 子、偏置参数和最小步长根据 所得出的图像矩阵大小的组中 确定最大值。随后，将该比较的所确定的最大值与允许的最大图像矩阵大小Nmax比较，并且 确定这两个值中的较小者。以这种方式所确定的值对应于所计算的图像矩阵大小。 在该方法的另一个实施方案中，通过考虑计算机断层扫描系统的调制传递函数的 功能来计算清晰度值。 如在开始时已经提到的，调制传递函数或对比度传递函数描述了图像对比度与对 象对比度的比率。它是成像系统(在这里是计算机断层扫描系统)特有的。该比率取决于对 象的实际空间频率。空间频率越高，图像对比度与对象对比度的比率通常越差，换句话说， 图像对比度和图像清晰度越低。 代替仅在一个点处(在该点处，调制传递函数取得期望值，例如10％)表示调制传 递函数的具体的清晰度值，可以将一般的分配以函数的形式用于计算图像矩阵大小，该分 配考虑整个调制传递函数，例如以ρc＝F[MTF]的形式，其中MTF代表调制传递函数。在该实 施方式的变型中，可以有利地考虑整个空间频率响应。备选地，可以仅考虑某些所选择的空 间频率。换句话说，在该实施方式中较好地考虑了对于成像系统特有的调制传递函数的实 际曲线。根据一个示例，可以从两个频率计算平均值，以便产生清晰度值，例如 其中ρ50和ρ10分别对应于调制传递函数达到值50％和10％的频 率。代替调制传递函数的两个离散值，可以通过该函数考虑任意数量的离散值。可以规定， 所有相应的空间频率以加权因子接收，该加权因子对于所有频率值可以是相同的或不同 的。最终，在另一个优选的实施方式的变型中，可以考虑调制传递函数随清晰度值的整个曲 线，使得将整个调制传递函数包括在清晰度值的计算中。 总而言之，本发明使得操作者在选择对于检查对象的检查而言最佳的图像矩阵大 小时不必在各个影响因素之间权衡，这种权衡有时是困难的。必要的存储器容量仍可以限 制为最小值。 在另一个方面中，本发明涉及一种用于计算对于从投影数据重建检查对象的图像 数据的图像矩阵大小的计算单元，其中该计算单元被设计为， 8 CN 111553958 A 说　明　书 6/10 页 -获取投影数据，该投影数据在计算机断层扫描系统的辐射源与检查对象之间的 相对旋转运动期间被获取， -根据依据本发明的方法的步骤计算图像矩阵大小。 在一个优选的实施方式中，计算单元还包括重建单元，该重建单元被设计为获取 所计算的图像矩阵大小，并且利用该图像矩阵大小从投影数据重建图像数据。 计算单元有利地集成在计算机断层扫描系统中。备选地，计算单元还可以被布置 为遥远的或偏僻的。计算单元可以被设计为为计算机断层扫描系统或为大量的设备执行根 据本发明的整个方法，例如在包括多个计算机断层扫描系统的放射中心或医院中。 在另一个方面中，本发明涉及一种用于计算对于从投影数据重建检查对象的图像 数据的图像矩阵大小的计算机断层扫描系统，该计算机断层扫描系统包括： -根据本发明的计算单元，以及 -用于从投影数据重建图像数据的重建单元，该图像数据具有计算出的图像矩阵 大小。 该计算机断层扫描系统还可以有利地包括用于获取投影数据的获取单元。获取单 元可以被设计为直接或间接转换的X射线探测器。获取单元可以具有到计算单元的接口，投 影数据通过该接口被传递到计算单元上。 重建单元可以有利地被计算机断层扫描系统的计算单元包含。它们可以分别被设 计为单个或多个组件(即处理器或计算机)，此外，这些组件在空间上可以被布置为相连的， 但也可以被布置为彼此分离的。计算单元和重建单元可以特别优选地位于云中。 该计算机断层扫描系统还可以有利地包括显示装置，在该显示装置上可以直接显 示为观察者所重建的图像数据。 在另一个方面中，本发明涉及一种计算机程序，该计算机程序可直接加载到根据 本发明的计算单元的存储器单元中，并且具有程序部分，以便当计算机程序在计算单元中 被执行时，执行根据本发明的方法的步骤。 在另一个方面中，本发明涉及一种计算机可读介质，由根据本发明的计算单元可 读取和可执行的程序部分被存储在该计算机可读介质上，以便当程序部分由计算单元执行 时，执行根据本发明的方法的所有步骤。 本发明的以计算机程序或包括根据本发明的计算机程序的程序代码的计算机可 读数据载体形式的实施方式提供了以下优点：现有的计算机系统或计算单元可以通过软件 更新容易地被调整，以便获得根据本发明的功能。 备选地，计算机程序可以被设计为计算机程序产品的形式，并且具有附加单元。该 附加单元可以被设计为硬件，例如被设计为其上存储计算机程序的存储器介质和/或硬件 密钥，以便能够使用计算机程序。备选地或附加地，该附件单元可以被设计为软件，例如被 设计为程序文档或软件密钥，以便能够使用计算机程序。 附图说明 结合以下实施例的描述，可以更清楚地理解本发明的上面所描述的特性、特征和 优点以及实现它们的方式方法，结合附图进一步说明这些实施例。该描述并不将本发明限 制于这些实施例。在不同的附图中，相同的组件设置有相同的附图标记。这些附图通常未按 9 CN 111553958 A 说　明　书 7/10 页 比例绘制。 图1示出了根据本发明的一个实施例的根据本发明的方法的示意图， 图2示出了对于器官特征“腹部”的根据所属的图像矩阵大小的大量检查的直方 图， 图3示出了对于器官特征“腹部”的根据所属的图像矩阵大小的大量检查的另一幅 直方图， 图4示出了计算机断层扫描系统形式的医学成像系统，该系统包括根据本发明另 一个实施例的根据本发明的计算单元。