文摘

本研究的目的是实现统一的空间分辨率CT(计算机断层扫描)图像中没有硬件修改。本研究的主要思想是考虑几何光学模型,提供近似模糊PSF(点扩散函数)内核,它根据每个像素的距离x射线管。视场(视野)分为几个乐队地区基于x射线源的距离,与不同的反褶积和每个地区deconvolved内核。虽然更精确计算PSF的反褶积是可能的部分波段数量的增加,我们的部分波段数11。11次能带设置似乎是一个平衡的点以减少噪音刺激,而MTF(调制传递函数)仍然增加。结果表明,subband-wise反褶积使图像分辨率(MTF)的相对统一整个视场。结果表明,CT图像的空间分辨率可以统一整个视场不使用额外的设备。这种方法的优点是,它可以适用于任何CT系统,只要我们知道了具体的系统参数和确定适当的PSF的反褶积地图系统。该算法显示了有前途的结果在改善空间分辨率一致性,同时避免过度噪声增加。

1。介绍

图像质量是主要关心的诊断和筛查成像。在许多元素,影响图像质量,分辨率是最关心的人。为疾病的早期检测,高空间分辨率成像是非常重要的。高空间分辨率的目标是调查小结构如航空公司、动脉病变以及检测微小的变化,所以可以提前预防和干预。CT图像的空间分辨率是受很多因素影响包括x射线管的焦斑大小、探测器大小、散射,放大,每个旋转的预测数量和重建进程(1]。每个因素的贡献很难确定分开;然而,他们可以集中到PSF决定最终的测量分辨率的图像。也知道该决议在视场减小等深点的距离增加,导致空间分辨率的变化。空间分辨率的变化也可以视为PSF的空间变化。这种变化会影响图像质量,有时会导致错误检查,如俯瞰周边地区的钙化。由于空间分辨率的变化,引导病人表这样的心脏成像病人应该位于等深点。如果问题的决议是缓解的空间变化,它可以有利于提高成像的工作流。

有不同的方法来克服这个问题。它们可以分为两类。一类是采用专门设计的硬件,如高分辨率探测器(2),焦斑摇摆不定的x射线管(3,4),或孔径准直器改进x射线源的焦点(5]。另一类是应用基于模型的计算,如光学模型(6- - - - - -10)或系统模型(11- - - - - -15]。每种方法都有它自己的优势。然而,复苏的概念固有的空间分辨率CT图像使用的知识系统模糊PSF和它的反褶积可以实用,因为它不需要任何额外的硬件修改。本研究的主要思想是考虑几何光学模型,提供的近似模糊PSF内核依赖于每个像素距离x射线管。基于近似,我们可以每个像素deconvolve恢复固有的空间分辨率CT图像。

虽然以前的方法通常采用迭代重建或投影结合PSF与重建,作者的方法是一种分析方法如FBP(过滤后投影)。在作者以前的方法(16),我们不得不增加测量精确估计模糊PSF的变化。在该方法中,我们估计模糊PSF的变化基于固定数量的测量。它应该还指出,以前的方法的目的是增强MTF等深点,不要MTF整个视场均匀。该方法是一个扩展方法之前的方法(16),因为它不需要PSF测量在每个部分波段和可以应用于缓解空间变化的问题在CT重建图像分辨率。

2。方法和材料

改善重建CT图像的分辨率,采用反褶积过程。投影是计算每个成像结构的体素的贡献来测量数据。计算,所有视图的图像从幕后投影和积累。每个视图的投影是分为几个乐队地区根据x射线源的距离,和乐队的每个区域与相应的反褶积deconvolved内核。因为x射线源沿着扫描轨迹,从源到任意点的距离在视场不同。因此,每个点FOV经过复数带地区。因此,重建图像中的每个点与复数deconvolved相应的反褶积内核,它可以被视为一个函数依赖等深点的距离。

2.1。视场的部分波段反褶积的概念

在fanbeam情况下,x射线光束发散传播。散度取决于x射线源的距离的测量,这是ROI(感兴趣的区域)。如果要从源,接近探测器,光束发散度变得相对狭窄。我们测量PSF带宽在五个不同的地方使用1毫米圆柱形铝棒,和高斯适合每个PSF用作反褶积的内核。因此,内核宽度是近似的PSF实验性地确定每个子带的中心。精确测量过程在下一节中解释。反褶积,MATLAB内置deconvreg功能应用。此概念如图1。


图1
如果ROI的x射线源的距离是接近,梁的分歧变得宽。

在图1,我们把视场目标分成三个部分波段。每个内核对应于每个部分波段用于deconvolve每个视图的投影。如图1内核,相对宽宽度对应的部分波段接近x射线源,而内核相对狭窄宽度对应于子带x射线源。

2.2。反褶积的计算内核宽度

我们deconvolved每个部分波段为每个视图从幕后投影图像。确定内核为每一次能带宽度值,我们把圆柱棒铝的视场测量模糊的数量,我们可以看到在图2。我们测量了模糊在五个不同的地方(0厘米,7厘米,14厘米−7厘米,从等深点,−14厘米)。120千伏的棒进行扫描,100 mAs和60 rpm(每分钟旋转),它提供了1440每旋转视图。探测器单元尺寸是1.09毫米,每个探测器行有912个细胞。Ram-Lak过滤器,用于过滤获得正弦图,和切片厚度是6毫米。棒是在直线上的每个位置连接x射线源和等深点。金属杆是扫描一个接一个在每个位置和五个正弦图生产。因为我们有五个正弦图,我们可以有五个收购在每个视图的数据。五项并购数据,我们可以估计的模糊量和内核宽度根据每个杆距离x射线管,基于知识的形状铝杆。从估计的模糊和内核的宽度,我们获得了PSF。 The PSFs were fitted to Gaussian functions, and we estimated the kernel width of the Gaussian functions. The estimated kernel width values were 0.1, 0.4, 0.95, 1.0, and 1.1. After the estimation of the kernel width at each location, we calculate the rational function expressed in (1)来近似内核宽度之间的关系和杆的x射线源的距离。 在哪里 x射线源的距离, 是内核宽度, 系数。解决(1),至少有五双内核宽度和距离x射线源是必需的。从(1),我们可以预测反褶积内核宽视场上任何位置。不同于先前的研究的作者16),我们应用模型适合本研究的测量实验和实际使用的舒适,而不是整个视场测量模糊在许多地方。


图2
位置测量内核宽视场。
2.3。次能带Deconvolution-Based投影

对应于一个特定的ROI变化的部分波段,因为x射线源旋转扫描轨迹。图3显示了distance-divergence关系的概念作为x射线源旋转。


图3
越近的距离是ROI的x射线源,更广泛的是光束的发散。

在案例1的图3ROI距等深点,使得相应的PSF不同宽度的x射线源的距离不同。2,ROI是等深点,和相应的PSF不会变化。如果我们把FOV分成几个部分波段,特定的ROI穿过复数次能带x射线源旋转扫描轨迹。重复这个过程,直到所有的观点都从幕后投影和积累。通过这种方式,每一个点在视场目标分配相应的叠加的内核。在这个研究中,我们组的部分波段数,发现实验给超调之间的平衡和MTF的改进。

这个过程可以总结为以下几点: 在哪里 是图片, 是次能带的数量(在本研究中,我们将这个数字11), 反褶积函数吗我部分波段, 是x射线源的距离的重建 , 是投影角, 探测器的角度, 是最大的探测器角中心线的探测器, 是投影的样本, 的探测器角度射线穿过吗 , 是过滤, 是x射线源和等角点之间的距离。除了反褶积函数 的求和deconvolved部分波段,方程等于普通FBP [17]。

3所示。实验和结果

我们收购了Helios QA幻影的正弦图数据使用BodyTom CT扫描仪(NeuroLogica Inc .)、丹弗斯,MA),移动的幻影6毫米,47毫米,79毫米,127毫米,171毫米等深点。用于CT扫描仪的扫描参数与1440 120 kV和100 mAs每旋转视图(获得超过360°)60 rpm(每分钟旋转)。探测器单元尺寸是1.09毫米,每个探测器行有912个细胞。默认情况下,Ram-Lak过滤器,用于过滤获得正弦图,和切片厚度是6毫米。此外,过滤后的正弦图与适当的高斯deconvolved内核。反褶积,我们分裂FOV 11次能带和应用MATLAB内置deconvreg函数对每个部分波段,适当的高斯滤波器被分配。

子反褶积是用于每个Helios QA幻影正弦图。为了测试该方法的可行性,约25图像重建。在图4,该地区对MTF测量。该地区由红色箭头指出对应于10 lp /厘米。


图4
赫利俄斯描述MTF测量区域的图像。

在图5重建的Helios QA幻影图片在6毫米,47毫米和127毫米等深点。相比之下,正常FBP图像、磨FBP图片,和11 subband-reconstructed图像。

(一)
(一)
(b)
(b)
(c)
(c)
(d)
(d)
(e)
(e)
(f)
(f)
(g)
(g)
(h)
(h)
(我)
(我)
图5
赫利俄斯的图像。(一)6毫米等深点(FBP), (b) 47毫米从等深点(FBP), (c) 127毫米等深点(FBP), (d) 6毫米等深点锋利(FBP), (e) 47毫米等深点锋利(FBP), (f) 127毫米等深点锋利(FBP) (g) 6毫米等深点(11次能带),(h) 47毫米等深点(11次能带),(我)127毫米等深点(11次能带)。

方面的性能测量MTF的重建图像。在图6MTF值显示为以10 lp /厘米MTF曲线。在图6(一),每个方法的MTF值进行比较。其中绝对值有不同的范围。绝对值方法的一系列近20,这远远高于其他方法。也因此,我们目前的MTF值归一化,每个MTF值在图6毫米从等深点6 (b)。看到图中的结果6看来,MTF的方法仍然是相对稳定在每一个位置。

(一)
(一)
(b)
(b)
图6
10 lp (a) MTF曲线/ cm幻影从等深点。(b) MTF曲线归一化每个MTF值在6毫米等深点。

在图7,该方法与以前的方法相比的作者16]。在前面的方法中,subband-specific内核宽度不估计使用一个模型,但在每个部分波段测量。它应该还指出,以前的方法的目的是增强MTF在等深点,不要MTF整个视场均匀。我们可以看到在图7,该方法显示更加均匀和稳定的MTF。

(一)
(一)
(b)
(b)
图7
作者的先前的方法(16相比之下,该方法。10 lp (a) MTF曲线/ cm幻影从等深点。(b) MTF曲线归一化每个MTF值在6毫米等深点。

在图8,重建的肺幽灵图片所示的模拟临床图像。相比之下,正常FBP形象,重建图像,和11 subband-reconstructed图片所示。我们可以看到在图8,该方法没有显示过度,同时保持相对尖锐的边缘。


图8
肺虚图像。(一)该地区比较。(b) FBP, (c)大幅FBP,和(d) 11 subband-reconstructed图像。

虽然肺幻影接近的材料在人体软组织不用于MTF测量,我们试图测量MTF值在几个位置的肺幽灵形象展示该方法的效果。MTF曲线测量几个点呈现在图9。我们可以看到在图9该方法的MTF曲线显示,MTF值高于正常MTF或磨MTF在相对高频区域。特别是MTF曲线之间的相交的位置该方法和0.1 MTF似乎保持相对稳定,在0.05周期/像素。这表明该方法似乎工作即使在软组织区域。


图9
(a)在MTF曲线,(b) MTF曲线在b, c和(c) MTF曲线。

4所示。讨论

该方法显示了一个有前途的导致重建图像可以有相对统一的决议在视场的MTF。该方法的另一个优点是,它是一个分析方法,没有阈值和正规化。该方法隐式地向每个像素分配适当的内核。因为我们知道x射线光束发散传播,我们应用宽宽度PSF部分波段区域接近x射线管反褶积和窄宽度PSF子带区域。这个过程是视图的视图,和反褶积的结果影响内核为每个像素宽度的总和是反褶积PSF内核的像素。因此,我们可以提供不同的反褶积PSF与视场中不同的位置。合成的图像可以被依赖所在视为deconvolved过滤器。因此,我们可以猜测它可能是更好的有很多次能带恢复信号。虽然更精确计算PSF的反褶积是可能的部分波段数量的增加,我们的部分波段数11实验。11次能带设置似乎平衡减少噪音刺激,而MTF仍然增加。

结果表明,subband-wise反褶积使图像分辨率(MTF)的相对统一整个视场。MTF值保持20%左右从6毫米到127毫米除了等深点。在临床情况下,这可能非常有益,因为相对统一的决议减轻移动病人表的必要性,这样成像区域应该在等深点附近。如果依赖所在过滤器完全恢复信号,整个视场MTF值可能是平等的。完全恢复的信号,密集的PSF整个视场测量可能是必要的。目前,我们认为同样的PSF宽度可以应用在部分波段区域。然而,部分波段也可以分为角方向的依赖所在过滤器更准确。

5。结论

结果表明,CT图像的空间分辨率可以统一整个视场不使用额外的设备。这种方法的优点是,它可以适用于任何CT系统,只要我们知道了具体的系统参数和确定适当的反褶积的PSF地图系统。该算法显示了有前途的结果在改善空间分辨率一致性,同时避免过度噪声增加。这种技术能提高小结构的检测和量化的心,肺,脑图像和提高流程效率,减轻的必要性将病人表,以便成像区域应该在等深点附近。

信息披露

当执行研究,作者Kihwan崔和唱钟旭Yoo是三星电子的员工,Suwon-si, Kyunggi-do 443 - 742年,韩国;这项研究是独立完成他们的工作。

的利益冲突

作者宣称没有利益冲突有关的出版。