[发明专利]3D图像集在不同空间之间的最佳变换

说明书

本发明涉及诊断成像系统和方法。其尤其与多模态系统，如PET－CT系统联合应用。应当意识到，本发明还可应用于SPECT、CT、超声、MRI和荧光透视检查等的各种结合。

在多模态断层摄影系统中，采用两个或多个不同感应模态对物体空间内的不同组分进行定位和测量。在PET－CT系统中，PET创建身体高代谢活动的图像，而不是创建周围解剖结构的图像。CT扫描允许医生观察人体的内部结构。在进行PET－CT扫描之前，患者接受放射性药物剂量。药物通过血液运送并集中到特定器官或区域中，从而导致从血液和该器官或区域发射出辐射。在扫描期间，射出辐射的轨迹由系统检测，由此创建患者体内放射性药物的分布图像。该图像显示出循环体系和/或放射性药物在各种区域或器官内的相对吸收。PET－CT图像中来自CT扫描的解剖结构数据与来自PET扫描的代谢数据的合并向医生给出可视化信息以确定是否存在病变、病变的位置和程度，并且跟踪病变扩散的速度。PET－CT系统对于难于治疗区域（例如，头颈区、纵隔、术后腹部）以及患者接受放射性治疗或化疗的治疗区定位特别有帮助。

典型地，在PET－CT图像的重建过程中，PET图像表示从PET图像空间变换到CT图像空间中以创建用于临床解释的合成图像。在扫描前，PET和CT系统机械地对准；然而，在大多数情况下，在融合之前需要施加微小校正以使PET图像和CT图像准确对准。目前，变换参数在校准期间得出，如采用在两种模态中均可成像的模型。

过去，PET和CT图像数据都被重建成3D体素矩阵，但是比例不同（不同尺寸的体素）。较低分辨率PET图像和较高分辨率CT图像的笛卡尔网格之间的变换是相对直接的，但是有时增加了变换或插值误差，从而导致精度和图像质量的下降。

现在，PET图像通常重建到具有非笛卡尔网格的blob（团块）空间内。与全部是均匀值的体素不同，每个团块内的值是不均匀的。此外，团块重叠。目前，重建的PET 团块图像首先变换成常规的基于体素的笛卡尔网格图像。由于PET体素与CT体素仍然是不同的尺寸，因而将PET体素图像变换成CT体素尺寸。进行两次插值增加了固有变换相关误差。

本发明提供一种新型和改进的成像设备和方法，其克服了上述问题和其它问题。

根据本发明的一个方面，公开一种诊断成像系统。第一扫描器获得对象感兴趣区域的第一组电子数据。第二扫描器获得对象感兴趣区域的第二组电子数据。第一重建装置将第一组重建成非体素图像空间内的非体素空间第一扫描器图像表示。第二重建装置将第二组重建成第二图像空间内的第二图像表示。一装置将第一组的非体素空间第一扫描器图像表示直接转换到第二图像空间内。

根据本发明的另一方面，公开一种诊断成像方法。获得对象感兴趣区域的第一组电子数据。获得对象感兴趣区域的第二组电子数据。将第一组重建成非体素图像空间内的非体素空间第一扫描器图像表示。将第二组重建成第二图像空间内的第二图像表示。将第一组的非体素空间第一扫描器图像表示直接转换到第二图像空间内。

本发明的一个优点在于提高总体图像质量。

另一个优点在于减少计算和存储需求。

另一个优点在于更精确地融合图像。

在阅读和理解下列优选实施例的详细说明后，对本领域技术人员而言，本发明的其它优点和有益效果将变得更为明显。

本发明可采用各种部件和部件设置、以及各种步骤和步骤设置的形式。附图仅用于解释说明优选实施例的目的，而不应解释为限制本发明。

图1是多模态诊断成像系统的示意表示；

图2示意性示出体心立方网格；

图3示意性示出投影到笛卡尔网格图像空间内的2D团块；

图4是由平滑曲线函数表示的团块内灰度强度值的示意图；和

图5是多模态诊断成像系统一部分的示意表示。

参见图1，多模态系统10包括核成像系统12和计算机断层摄影（CT）扫描器14。CT扫描器14包括非旋转台架16。X射线管18安装在旋转台架20上。孔22形成CT扫描器14的检查区域24。辐射检测器阵列26布置在旋转台架20上以在X射线穿过检查区域24后接收来自X射线管18的辐射。可替换地，检测器阵列26可放置在非旋转台架16上。